具体实施方式

如本文所用，法向入射是指当超声波的传输方向垂直于骨骼表面的平面时，入射角等于零度(“法向”)。如本文所用，入射角是指到骨骼表面的“法向”(零度)和超声波的传输方向之间的角度。例如：测量到与骨骼表面的平面成60度角传输的超声波与“法向”成30度角。如本文所用，纵向临界角是指骨骼表面的平面的法向与超声传输方向之间的角度，超过该角度时，没有纵波通过骨骼层传播(与法向成约30度)。如本文所用，横向临界角是指超过该角度时，没有横波通过骨骼传播的角度(与法向成大约60度)。如本文所用，发射射频(RF)信号是指由超声驱动系统生成并施加到换能器元件以生成超声波的RF信号。如本文所用，接收到的RF信号是指当换能器元件接收超声波时由换能器元件生成的RF信号。如本文所用，数字化的接收到的RF信号是指从换能器元件接收到的RF信号，然后由超声收发器接收，超声收发器执行模拟和信号数字处理以产生数字化的RF信号。如本文所用，超声驱动是指用于产生应用于换能器的RF信号，以及用于从换能器接收RF信号以产生数字化的接收到的RF信号的超声收发器。也称为超声波收发器。

图1A示意性地示出了由超声换能器探头68以基本上垂直于骨骼10表面的平面的入射角16(入射角约0°)发射的纵向超声波20，其中软组织11在右侧。图1B示出了由超声换能器探头68以与骨骼10表面的平面的法向角成25°-60°之间的入射角16发射的纵向超声波20，其中软组织11在右侧。

关于图1A，双波超声成像系统50(图2所示)的超声换能器探头68发射纵向超声波20。纵向超声波20以与骨骼10的法向角成小于约25°的入射角16撞击患者的骨骼(颅骨)10。因为入射角16与法向的夹角小于30°，纵波20作为传输纵波22传播通过骨骼10。纵波22离开骨骼10并作为传输纵波24进入软组织11。在遇到感兴趣的对象12时，传输纵波24被反射为纵波26。反射纵波26以小于纵波临界角的入射角16与骨骼10相遇，并作为反射纵波28传播通过骨骼10。在离开骨骼20时，反射纵波30包括超声波的多个反射(伪影)，这是由于颅骨和周围组织之间的大的声学失配，多个反射(伪影)可以在数字化的接收到的射频(RF)信号32中看到。

关于图1B，双波超声成像系统50的超声换能器探头68经由超声换能器68发射纵向超声波36。纵波36以与骨骼10的法向角成大约在30°和60°之间的入射角16撞击患者的骨骼(颅骨)10。因为入射角16与法向的夹角大于30°而与法向的夹角小于60°，所以纵波36的一部分被反射而一部分以转换的横波38的形式通过骨骼10传输。横波38离开骨骼10并作为纵波40进入软组织11。在遇到感兴趣的对象12时，纵波40被反射为纵波42。反射纵波42以与法向成大于30°且小于60°的入射角16遇到骨骼10，并作为转换的横波44通过骨骼10传播。在离开骨骼20时，横波44被转换回由换能器68接收的纵波46并且被转换为用于图像处理200(如图11所示)的数字化的接收到的RF信号(或IQ数据)。

当纵向超声波36以30°和60°之间的入射角传输到颅骨10时，纵波36被转换成横波38，该横波38传播通过骨骼10，在颅骨10内侧的颅骨/软组织界面处转换回纵波40。通过颅骨10的横波38的传播的折射和失真比纵波22小，从而改善经颅成像。本公开的一个实施例利用如本文所述的纵波和横波的四种发射/接收组合，允许在任意探头位置对颅骨10下方的特征12进行体积成像，特别是通过仅以纵向模式发射和以纵向模式接收纵波和转换的横波。通过利用在接收波束赋形过程中已校正像差的转换的横波和未转换的纵波的各种组合，可以提高用于临床疗效的图像质量。该系统还利用入射角在25度到30度之间的模式，其中超声波以横向模式波和纵向模式波混合的形式传播。

本公开的示例性实施例根据入射角发射纵波，以横波或纵波形式通过颅骨传播到软组织中，并作为纵波从要成像的特征反射回来，纵波以横波或纵波的形式通过颅骨10传播回来。

双波超声成像系统

在评估双波超声成像系统50(图2)的设计时要考虑几个因素。较高的频率通常会提高分辨率，但是，当通过骨骼传输时，纵波和横波的衰减会随着频率的增加而增加。在横波模式下，传输的声功率急剧下降。例如，在840kHz时，传输功率为：横向：6％，纵向：25％，在548kHz时，横向：10％，纵向：约29％。此外，为了捕获使用横向模式(例如，约30°至约60°之间的入射角)通过骨骼传播的反射超声波，需要大的接收阵列覆盖区。

转到图2、图5和图7，双波超声成像系统50包括主机控制器52、超声驱动系统(也称为超声收发器)56、快速超声系统开关60(如图2所示)或61(如图7所示)以及超声换能器探头68。在图5中，超声系统开关60被实现为向超声换能器探头68发射RF信号和从超声换能器探头68发射RF信号。在图7的实施例中，开关61被配置为只接收超声系统开关。

主机控制器52经由可以是有线或无线网络连接的连接54向驱动系统56提供命令和控制信号。进而，驱动系统56产生发射RF信号，该发射RF信号通过双向连接连接到电缆58，电缆58又连接到超声系统开关60。超声系统开关60与换能器68的换能器元件的电连接通过电缆62建立。超声系统开关60在将发射RF信号从驱动系统56传输到换能器68期间选择哪个发射垫(C1或C6)连接到驱动系统56。然后，换能器68将发射RF信号转换成超声波。超声波通过耦合凝胶垫传输到要成像的解剖结构中。返回的超声回波由换能器68的元件接收并转换为接收到的RF信号，该接收的RF信号通过电缆62传递到超声系统开关60，然后通过电缆58传递到驱动系统56或通过电缆62传递到超声系统开关61，其依次经由电缆94经由连接器92传递到驱动系统90。由超声换能器探头68的每个有源换能器元件(即压电晶体)接收的反射超声波和散射超声波被转换为接收到的RF信号，接收到的RF信号被路由到超声系统开关60或61，然后超声系统开关60或61选择哪些从有源换能器元件接收到的RF信号将被路由到驱动系统56或90。驱动系统56或90还通过线57提供触发信号。特别地，超声系统开关60将发射RF信号路由到超声换能器探头68的有源换能器发射元件，其生成纵向超声波。在另一实施例中，驱动系统90产生发射RF信号，该发射RF信号通过双向连接91和电缆96连接到换能器68的发射垫C1或发射垫C2，并且接收到的RF信号通过超声系统开关61传输到驱动系统90。

主机控制器

主控制器52是经编程以控制超声驱动系统56或90以及(当存在时)光学跟踪系统84的计算机。主控制器52还运行图像重建软件，以基于经由超声系统开关60或61和驱动系统56或90从超声换能器探头68的换能器元件接收的数字化的接收到的RF信号来执行图像重建。在一些实施例中，图像重建的算法和软件可利用图形处理单元(GPU)将来自每个换能器元件的数字化的接收到的RF信号快速波束赋形到三维(3D)成像网格中。该软件可采用合成接收孔径来以电子方式选择哪些传感器元件对图像有贡献(即换能器元件接收由以入射角传输到受试者的骨骼产生的纵波，或接收以大于或小于纵向临界角的入射角传输的纵波，和/或选择接收超声波的换能器元件，该超声波在返回到换能器的路径中已经经历了横向模式转换)。

软件200(图11)可以根据发射和/或接收入射角选择性地将相位和振幅校正222应用于数字化的接收RF信号202。滤波210可以应用于从换能器元件接收的数字化的接收RF信号以去除多重反射。软件可以基于来自数字化的接收到的RF信号的相位信息来应用颅骨像差校正222；且软件可以基于超声的发射入射角(纵向模式转换传输和/或横向模式转换传输)216和/或在从骨骼层218下方的特征反射散射后通过骨骼层返回的超声波的入射角(纵向模式转换和/或横向模式转换)来应用选择性合成孔径214。软件可以采用对比度和信号增强算法206、228和230选择性地增强大脑内弱回波(反射纵波)的对比度。可以采用诸如边缘检测或锐化滤波器之类的后处理滤波器232。软件可以采用跟踪数据238来将超声像素(或体素)与全局坐标系共同配准，从而产生比可以从换能器的一个位置产生的更大的成像视场。跟踪数据238可以来自光学跟踪系统84、磁跟踪系统、动力学跟踪系统或来自基于软件的跟踪255，该基于软件的跟踪255跟踪超声图像内的特征。图像可以显示为2D超声图像242，作为一系列2D切片以允许操作员滚动通过为一帧成像数据捕获的切片，或显示为更大的蒙太奇视图，其中软件从许多位置获取捕获的图像，连同来自光学跟踪(磁跟踪、动力学跟踪或软件跟踪)系统84(图12)的位置数据，以共同配准和内插更大的蒙太奇图像246。在一些实施例中，光学跟踪系统84(或其他跟踪系统)可以用来增强来自不同位置的图像的共同配准。

主机控制器52可以控制发射入射角16以增加视场(FOV)和来自纵波和转换的横波的最佳接收到的RF信号。此外，或替代地，超声医师可以手动获得更大或不同的视场，即，通过将超声换能器探头68手动重新定位在受试者或患者的头部上。通过将探头68定位在几个不同的位置，可以实现全脑成像。在某些实施例中，从非失真转换横波(由横切角发射/接收垫C1产生，图3A和图3B)接收的接收到的RF信号和/或从纵波接收的接收到的RF信号用于校正接收到的纵波的相位失真。这与美国专利No.7175599不同，在该专利中，发射波束的相位和振幅被校正，以便改进将超声能量传递到特定位置的目标。在某些实施例中，发射/接收垫C1和发射/接收垫C6都用于以产生转换横波的入射角以及接近0°(垂直于骨骼表面的平面)的入射角传输超声波。因此，实施例使用纵波和转换横波两者来产生图像而不是仅使用转换横波。

在双波成像模式中，其中(图1)纵波20和36以各种入射角16向颅骨10传输，由超声换能器探头68的换能器元件检测到的反射纵波30和46是以下任意组合：1)零波转换-发射的纵波首先传播通过颅骨，从大脑内部反射，然后作为纵波从颅骨的外表面返回，没有经过任何转换(图29)；2)发射(Tx)双波转换-发射的纵波首先在作为横波传播通过骨骼时经历双转换，在离开骨骼的内表面时转换为纵波，然后以其作为纵波穿过并离开骨骼的外表面的角度传播回来(图30)；3)接收(Rx)双波转换-发射的纵波作为纵波首先传播通过骨骼，然后以其作为横波传播通过骨骼的角度反射回骨骼内表面，然后在离开骨骼的外表面时从横波转换回纵波(图31)；4)四波转换-发射的纵波首先作为横波传播通过骨骼，然后离开骨骼的内表面并转换为纵波，然后以其作为横波传播回骨骼的角度从大脑内部反射回来，然后在它们离开骨骼外表面时再次转换回纵波(图32)；以及5)在上述场景的任意组合中利用传输的纵波，其中任何纵波立即从骨骼表面、骨小梁或内表面反射回来，以便表征骨骼形态并计算由骨骼层引入到传播纵波的相移。如果通过横向模式转换引入大脑11的纵波40从法向到骨骼表面的平面以约30度和约60度之间的入射角16传输，则通过横向模式转换引入大脑11的纵波40仅有效地/干净地传输到大脑11中感兴趣的对象12的目标区域。颅骨10极大地反射/衰减/失真入射角低于纵波临界角的传输纵波20，但是与具有高于纵波临界角的入射角的纵波36相比，该传输纵波20具有保持更大的反射声功率的优点，从而产生横波38。这些更强的反射纵波30通过信号处理和图像重建软件进行管理。在一些实施例中，可以针对由于颅骨10引起的衰减和相移校正从反射纵波30收集的接收到的RF信号，以用于图像重建目的。

图11示出了用于处理由双波超声成像系统50生成的双波超声成像数据的过程200。特别地，图11示出了对来自由超声换能器探头68的换能器元件检测到的接收到的超声波的原始数字化的接收到的RF信号202的一帧的处理。过程200包括预处理模块204、数据选择模块214、图像重建模块220、后处理模块226、可视化模块240和基于接收从过程200产生的多个帧的可选的四维(4D)可视化模块254。在预处理模块204中，过程200接收一帧由换能器202接收的数字化的接收的RF信号。预处理模块204在步骤206中增强图像的深度，在步骤210中过滤数字化的接收到的RF信号以减少颅骨反射，在步骤208中确定颅骨特征，以及在步骤212中基于在步骤208确定的颅骨特征估计相移。

从预处理模块204，过程200进行到数据选择模块214。在数据选择模块214中的步骤216中，过程基于识别的发射垫和转向角或发射入射角选择发射事件。在步骤218中，该过程基于所识别的接收垫、骨骼层上的接收入射角和换能器来生成并应用合成接收孔径。

从数据选择模块214，过程200进行到图像重建模块220。在图像重建模块220的步骤222中，该过程执行像差校正，并且在步骤224中，该过程对三维超声网格执行波束成形。

从图像重建模块220，过程200进行到后处理模块226。在后处理模块226的步骤228中，该过程增强图像的对比度。在步骤230中，该过程对超声图像采用深度增强。在步骤232中，该过程使用滤波器来进一步增强超声图像。在步骤255中，该过程跟踪超声成像数据帧内的特征以产生跟踪数据238。在步骤234中，该过程从跟踪系统(光学跟踪84，或磁跟踪、动力学跟踪或软件跟踪255)接收跟踪数据238。使用跟踪数据238，步骤234处的过程将超声像素(或体素)与全局坐标系共同配准。在步骤236中，根据共同配准的超声像素(或体素)创建全脑的3D蒙太奇图像。

从后处理模块226，该过程进行到可视化模块240。在可视化模块240，可以在模块240内采用以下过程。在步骤242中，该过程根据一个视场|(FOV)的成像体积的一个切片创建2D超声图像。在步骤244中，该过程为换能器的一个视场(即一帧)创建超声成像体积的3D正交切片。在步骤248中，该过程创建(来自过程236的)全脑蒙太奇的2D超声图像。在步骤250中，该过程从一个FOV创建超声图像的3D断层摄影图像。在步骤252中，该过程从来自步骤234和步骤236的内插和共同配准的超声体素的全脑蒙太奇创建3D断层摄影图像。在步骤246中，该过程根据过程236的输出创建了超声成像数据的全脑3D正交切片。在步骤252中，该过程根据过程236的输出创建全脑3D断层摄影图像252。

超声换能器探头

参考图3A和图3B，超声换能器探头68可以是用于压电晶体的1275个换能器元件位置的25×51阵列。在某些实施例中，超声波不是通过单个阵列发射和接收超声波信号，其中换能器元件(例如压电晶体)同时用作发射通道和接收通道，而是使用单独的发射阵列和接收阵列或发射垫和接收垫来发射超声波。在图3A和图3B中，具有换能器元件的发射/接收垫C1和C6产生发射的纵向超声波。采用单独的接收阵列或接收垫C2、C3、C4和C5来接收反射的纵向超声信号。接收垫C2、C3、C4和C5已配置为提高信噪比(SNR)和整体分辨率。1275个换能器元件位置如3A和图3B所示，507个元件未连接，导致有768个有源压电晶体元件。有源压电晶体元件排列成发射/接收垫(元件C1-1至C1-128和元件C6-1至C6-128)、接收垫(元件C2-1至C2-128、元件C3-1至C3-128、元件C4-1到C4-128和元件C5-1到C5-128)。手持式超声换能器探头68以各种入射角发射或接收纵波，使得纵波20或36(图1A和图1B)作为横波38或纵波22通过颅骨10传播。如图3A和图3B所示，超声换能器探头68稀疏地填充有排列在发射/接收垫(C1和C6)周围的接收垫(C2、C3、C4和C5)中的接收元件1-128，以最大限度地检测在脑内反射并作为横波44或作为纵波28(图1A和1B)通过颅骨10传播回来的纵波30和46。

在超声换能器探头68的某些实施例中，超声发射换能器元件(压电晶体)被配置为C1和C6两组垫。在图3A和图3B中，一个发射/接收垫C6位于中心位置并被配置为以接近0°(法向)16的入射角将纵波发射到颅骨10中，另一个发射/接收垫C1偏离超声换能器探头68的中心，并被配置为以最佳入射角16发射，即在用于通过可配置波束转向进行横向模式转换(从法向到骨骼的表面的平面30度-60度)的斯涅尔(Snell)临界角窗口内。纵向发射/接收垫C6通常位于换能器阵列的中心，以在以接近0°(法向)的入射角发射时利用周围的接收元件C2、C3、C4和C5，而“横切角发射”垫C1通常偏离中心位置定位，使得纵向发射/接收垫C6可以充当反射纵波的接收垫。在某些实施例中，发射/接收垫C1和C6中的一个或两个能够以接近0°(法向)10的入射角16和以在颅骨10内产生横波的入射角(与法向成25度到60度之间)16发射。在其他实施例中，可以包括附加的发射/接收垫以增加成像体积和视场。

在某些实施例中，如图3A和图3B所示的超声换能器探头68，接收垫C2、C3、C4和C5围绕发射/接收垫C1和C6布置并且是稀疏填充的垫(例如，具有随机分布的元件以最大化元件之间的距离变化，在以减少伪影)。除其他外，稀疏填充的接收垫C2、C3、C4和C5允许接收来自超声波的失真的但更强的反射，这些超声波源自纵波发射/接收垫C6，且这些超声波已经作为纵波和横波穿过颅骨层。接收垫C3、C4、C5的位置和发射/接收垫C6的位置被配置为沿入射角(或转向角)方向增加接收元件的密度，以产生源自发射/接收垫C1的横波转换超声波束，以改善对这些波的反射的检测。下面描述了接收垫的特定图案，但是可以使用本文描述的技术在没有过度实验的情况下为特定应用确定其他最佳或可接受的图案。

手持式探头68包括外壳69(图4)。探头外壳69包含用于发射和接收超声信号的768个(6个垫×128个元件)有源超声换能器元件。每个换能器元件的换能器元件带宽大于82％。分辨率约1.2微秒。中心频率为970kHz。元件间距约为0.95×1.9毫米，切口小于100微米。这些规格可能会改变。参考图4，所示的换能器68具有以下发射波束：来自垫C1的法向入射发射波束119、来自垫C6的法向入射发射波束120、来自垫C1的横切角发射波束122和来自垫C6的横切角发射波束121。如图1和图3所示，发射角沿x轴。还示出了2D图像重建网格123。可以采用其他传输方案。

如前所述，图3A和图3B示出了根据本发明的超声换能器探头68的换能器元件的设计。超声换能器探头68包括两个可用于通过颅骨的纵向模式和横向模式传播的128个元件的发射/接收垫C1和C6，并且还包括四个128个元件的稀疏接收垫C2，C3、C4和C5，其中密度沿着传输入射角的方向增加，用于骨骼层内的横向模式转换。

超声换能器探头68直到后连接器都是防水的，其中来自正面67的最大泄漏电流为50uA。为了耐用性，换能器壳体由聚醚醚酮(PEEK)构成，并且正面67覆盖有硅薄层。凝胶垫组件(例如，2cm厚的凝胶垫，未示出)可以用于探头换能器和受试者头部之间的声学耦合。

驱动系统

在图5所示的一个实施例中，具有至少128个通道的可商购的超声驱动系统(也称为超声收发器)56产生发射RF信号，该发射RF信号通过超声系统开关60以驱动超声换能器探头68的发射换能器元件产生纵波20和36。驱动系统56捕获通过超声系统开关60传输并由探头68的换能器元件接收的反射纵波产生的接收到的RF信号。驱动系统56是通过双向连接58和开关输入连接器59连接到超声系统开关60。

在图7所示的另一个实施例中，具有至少256个通道的可商购的超声驱动系统90产生发射RF信号以驱动超声换能器探头68的发射换能器元件以产生纵波20和36。驱动系统90捕获通过超声系统开关61传输并由探头68的换能器元件接收的反射纵波产生的接收到的RF信号。驱动系统90具有连接器91和连接器92。连接器91直接连接到超声换能器探头68的发射/接收垫C1，或通过转接电缆96连接到超声换能器探头68的发射/接收垫C1，接收连接器92通过电缆94连接到接收开关61的输入连接器93。

超声驱动系统56或90通过超声系统开关60或61从换能器68接收接收到的RF信号，执行模拟和信号数字处理以产生由主机控制器52使用的数字化RF信号以使用过程200重建超声图像。

横切角发射垫，例如C1(图3A和图3B)，可以通过改变换能器内垫的取向来制造，而不仅仅是通过电子转向。

超声系统开关

超声系统开关是设计用于在换能器元件和超声驱动系统的电子通道之间建立连接以允许传输RF信号的电子组件。可以采用大量换能器阵列元件来发射和接收超声波，直至并包括所有换能器阵列元件(有时在本文中称为“完全填充”阵列或垫)。然而，第三方超声驱动系统支持的通道数少于由超声换能器探头68使用的用于接收超声波的换能器阵列元件的数量。因此，用于接收纵向超声波的换能器阵列元件被配置为包括多个(例如，四个、五个或六个)接收元件的垫，具有用于选择性地将接收垫耦合到任何特定第三方超声驱动系统56或90，以便捕获更多数量的接收换能器元件。

超声系统开关60(图5)或61(图7)允许探头与第三方驱动系统56和90集成，第三方驱动系统56和90的通道数少于超声换能器探头68的换能器元件的数量。超声系统开关60提供通道之间的快速切换以在发射事件之后立即发生，以允许在超声换能器探头68的单独换能器元件上进行发射和接收。

在图5中，超声换能器探头68的六个128通道换能器垫C1、C6、C2、C3、C4和C5经由探头连接器N1、N2、N3、N4、N5和N6连接到超声系统开关60的六个不同的发射/接收接口连接器T1、T6、R2、R3、R4和R5。开关60的一个公共128通道发送/接收接口连接器59连接到驱动系统56的128通道超声驱动系统连接器之一。超声系统开关60由120V AC线路13供电，从该线路产生+5V DC 14和+3.3V DC 15。超声系统开关和主机控制器之间的诸如USB、以太网连接或类似物257的通信接口允许命令和状态信号在超声系统开关和主机控制器之间进行通信。每次发射事件发生时，超声换能器探头68的相应换能器发射/接收垫C1或C6通过超声系统开关60电连接。参考图6A和图6B，在用于发射超声波的相同元件上接收第一发射事件。对于以下发射事件，在发射事件发生后大约10微秒，超声系统开关60断开换能器发射/接收垫C1(或图6B中的C6)并连接五个其他换能器垫之一，以接收由该垫捕获的纵向超声波回波。每个发射事件通过超声系统开关重复进行，超声系统开关基于可编程的预定序列选择合适的接收垫，以允许从图3A和图3B的超声换能器探头68的640或768个换能器元件接收的反射纵波信号的接收到的RF信号。在图6A和图6B中可以看到数据采集序列的一个例子。这个序列可能会改变。图9显示了一帧成像数据的数据采集(成像)序列，其中采用平均来提高所采用的每对发射垫/接收垫的SNR，并且每帧选择一种发射模式(入射角)。图10A-图10B示出了另一实施例中的成像序列，其中法向发射(接近0°的入射角)和横切角发射事件对一帧成像数据有贡献。在双波超声成像系统50的另一个实施例中可以采用更多或更少的发射入射角。可以通过修改超声系统开关设计来适应更多或更少的通道。

针对仅具有256个通道的超声驱动系统90，仅接收超声系统开关61(图7)用于允许在探头68上的垫C2、C3、C4和C5的接收元件之间切换。超声换能器探头68的发射/接收垫C1和C6中的每一个在超声驱动系统90的第一128通道接口91之间交换。四个接收连接器R2、R3、R4和R5通过仅接收超声系统开关61连接到超声驱动系统90。在一个实施例中，每个发射事件重复四次以允许捕获由640个换能器元件上的换能器元件产生的接收到的RF信号。在某些实施例中，可以实现两个发射/接收垫C1和C6之间的手动切换，尽管在各种替代实施例中可以使用256:128超声系统开关或其他开关布置在超声换能器探头68的两个发射/接收垫C1和C6之间切换。

在某些实施例中，超声系统开关61包括单独的512:128通道多路复用器印刷电路板(PCB)，其可以将三个128探头元件垫(例如，使用260位ITTCannonDL系列ZIF连接器)连接到一个128通道连接器。在某些其他实施例中，这些PCB可以以菊花链连接以创建128*(3*N+1):128通道多路复用器，其中N是连接的PCB数量，以便将由128个元件组成的3*N+1探头垫连接到超声驱动系统的一个128通道发送/接收连接器。图8是示出具有三个512:128PCB以创建1280:10交换机的交换系统架构的示意图。图7示出了根据某些实施例的512:128仅接收开关61的框图。在某些实施例中(如图5所示)，超声系统开关60的电路被制造为包括具有PIC32MZ2048ECG嵌入式微控制器的商用16通道高压模拟开关(每个PCB16个HV2733IC，总共128个SPDT开关)，以控制HV2733 IC的开关。PIC32嵌入式微控制器控制哪个HV2733多路复用器处于活动状态。开关时间可由外部触发器驱动或由PIC32嵌入式微控制器提供，以将开关与驱动系统的发送/接收事件同步。超声系统开关60的一个实施例的时序图在图6A和图6B中示出。

超声系统开关60或61允许包含多个换能器元件的超声换能器探头68与通道数比超声换能器探头68少的驱动系统56或90建立电连接。超声系统开关60被设计成包括电路以限制将电压应用于超声换能器探头68的方式，防止超声系统开关60以意想不到的方式将能量传输到探头68。超声系统开关60包括熔断器以限制应用于超声换能器探头68的最大电压。超声系统开关60的某些通道被监测以确保发射RF信号在切换到接收通道之前已经在分配的时间内完成。在一个实施例中，超声系统开关60将不允许持续超过指定持续时间的发射RF信号发射到超声换能器探头68，以减小来自超声换能器探头68的不受控制的声输出的风险。电路被设计成在发射后立即快速切换到超声换能器探头68的另一段，允许捕获从任何元件接收的RF信号，不论使用何种发射RF信号模式。这允许来自驱动系统56的相同电通道用于在单独的换能器元件上针对单个发射事件进行发射和接收。包括超声系统开关允许双波超声成像系统50的超声换能器探头68与各种第三方驱动系统56和90一起使用，而无需对驱动系统进行特殊定制。

用户可以通过访问由驱动系统捕获并由换能器元件产生的数字化的接收到的RF信号来实现任何所需的图像处理算法，这些信号由超声系统开关60或61映射到包括所有连接传感器元件的数字化的接收到的RF信号的复合数据集，无论驱动系统56或90中有多少个可用的电通道。在所公开的实施例中，切换顺序是TxC1/RxC1(无切换)、TxC1/RxC6、TxC1/RxC2、TxC1/RxC3、TxC1/RxC4、TxC1/RxC5、TxC6/RxC6(无切换)、TxC6/RxC2、TxC6/RxC3、TxC6/RxC4、TxC6/RxC5，其中，Tx表示所使用的超声换能器探头68的发射垫，Rx表示超声换能器探头68的接收垫。可以通过对超声系统开关的固件更新来改变切换顺序，并且可以使用其他顺序。在从患者返回第一反射纵波回波之前，可以在RF信号线58(图2)上检测开关信号。在一些实施例中，该信号用于通过图像重建软件验证切换序列。

Tx/Rx超声系统开关60(图5)由128个六比一(6:1)模拟开关或更多或更少的模拟开关(MaximIntegratedMAX14866)组成，这些开关同时激活以允许最多六个超声系统中的(每个包含128个超声元件)一个换能器连接器连接到超声系统开关输出连接器。开关电路的电源包括+5伏和+3.3伏的两个电压轨，每个汲取的电流不超过1安培。超声系统开关的逻辑和时序信号由PIC32MZ2048EFH100微控制器控制。超声系统开关包括能够在来自一个触点插座的六个触点插座之间切换高压传输信号(例如+/-100V)的开关元件。切换速度必须足够快，以允许将发射脉冲发送到一个128通道传感器连接器并在不同的连接器上接收。微控制器使用内部定时器来确保仅在发射脉冲预计完成后才进行切换。128通道6对1模拟超声系统开关单元包括定制的印刷电路板(PCB)、LED指示灯和多个容纳在铝制机箱中的AC/DC开关电源。超声系统开关设计用于在其6个输入连接器中的每个上接收多达128个高压模拟信号，以及两个TTL触发信号输入、一个微型USB连接器和一个交流电源入口。这些输入的最大允许电压如下：

模拟输入：

±100伏信号输入最大值

TTL输入：

0至+5伏特的最大输入。

每个输入的最大电流为50毫安。

微型USB：

到主机设备的标准微型USB连接。USB 2.0高速兼容。

交流电：

88o 125VAC最大输入。

符合IEC 320-C14标准的电源输入入口

替代的超声系统开关可以包括更多或更少的接收通道、更多或更少的PCB或开关布置(例如，单个512:128开关矩阵)、每个接口更多或更少的通道、不同的微控制器、类似的开关组件等。在某些实施例中，其中驱动系统的通道数等于探头中的有源换能器元件的数量，超声切换系统将被用作安全措施，通过限制通过熔断器施加到换能器上的发射电压和通过通道监测限制发射RF脉冲的持续时间，以防止不受控制的声暴露，如果发射RF脉冲长于预期持续时间，开关将与换能器断开连接。本文所述类型的开关逻辑可以包括在超声探头中，而不是使用一个或更多个单独的开关。例如，超声探头可以具有一个接收输出接口，该接口例如在主机控制器的控制下在多个接收垫之间进行内部切换。

位置跟踪

参考图12和图13，在某些实施例中，监测(例如，光学跟踪、声学跟踪、磁学跟踪等)超声探头在患者头部上的位置，其中位置信息用于共同配准超声像素(或体素)，或以其他方式与来自超声探头68的成像数据相关联，以增强双波超声成像系统50的成像能力和图像处理能力(例如，以允许大脑的正交视图和断层摄影视图，类似于当前的CT和MRI后处理图像查看)。

在利用光学跟踪系统84的某些实施例中，光学跟踪系统是可商购的光学跟踪系统，主机控制器使用该光学跟踪系统来跟踪探头的位置以便将超声换能器探头68的位置与经由超声驱动系统56或90接收的数字化的接收RF信号相关联(例如，从多个帧创建蒙太奇图像236或从多个2D帧创建3D图像)。在其他实施例中，跟踪系统84是可商购的磁跟踪系统，或加上结合软件跟踪的动力学跟踪。

为了协调超声成像，手持式超声换能器探头68经由可商购的无源光学跟踪系统84进行跟踪。光学跟踪系统84(图12、图13)包括附接至邻近患者的相机框架89的四个红外相机88。可以使用更多或更少的相机。跟踪体85(图4)附接到超声换能器探头68的外壳69。超声成像矩阵和跟踪体85之间的变换由通过用3轴定位器扫描臂扫描各种位置的成像针来确定。针和超声换能器探头68两者都被光学跟踪以确定超声像素(或体素)与固定到超声换能器探头68的外壳69的跟踪体85之间的变换。相机88的输出被馈送到主机控制器52和控制相机之间的相机同步和数据流的同步控制单元86。相机数据被馈送到到主机控制器52以计算超声换能器探头68相对于患者颅骨10的位置和取向。位置信息与主机52的成像结合使用。

测试

在硅(计算机模拟)中测试了超声换能器探头68在一系列转向角(0-45°)和一系列频率(455、700、800和900kHz以及1MHz)上的波束赋形性能。选择能够产生最小旁瓣的几何结构作为候选发射几何结构，以进一步测试接收几何结构，以确定和优化经颅成像性能。使用来自k波模拟工具箱[29-32]的k空间校正伪谱时域(PSTD)进行模拟。传感器被放置在发射平面中的网格结构中，并重建为单独的接收元件，以测试接收几何结构。通过记录每个换能器元件接收到的RF信号，可以使用单个模拟来评估许多不同接收几何结构针对相同发射参数和成像介质的性能。每个换能器元件接收到的RF信号用于重建单波、横切角和双波成像模式反射模式图像。使用这种方法，生成了800多个测试用例以优化发射和接收几何结构以及最佳频率、最小可接受带宽、元件灵敏度、元件尺寸和布局。

使用通过颅骨的成像模拟来测试候选换能器元件阵列设计的性能(图18A)，其中模拟介质取自颅盖骨的CT扫描。颅骨的密度由骨骼的CT像素强度(以亨氏单位，HU计)、空气和水之间的简单关系确定，由以下关系给出：HU＝1000*(μ-μ_水)/(μ-μ_空气)。然后根据给定像素的骨骼密度和换能器的频率计算骨骼的声学特性，从[15]的报告结果中推断出来，其中提取了几个颅盖骨的声学特性的频率相关性[24]。确定横波速较低为1400/2700，横波衰减较高为90/85[33 34]。图15A和图15B示出了从颅盖骨测量值中得到的密度图，其中一个模拟批次使用了700kHz的网格测试，使用测量的颅盖骨密度作为颅骨模型，图15A显示了Nz/2处的x-y平面，图15B显示了Ny/2处的x-z平面。发射元件区和接收元件区在图15A和图15B中被标识为Tx和Rc。图15A进一步示出了物体12(骨碎片)，以模拟诸如弹片之类的产生创伤性脑损伤的物体。在图15A和图15B中，发射元件区由Tx标识并且接收元件区由Rc标识。

超声换能器探头68的计算机硅片原型性能在多个异质颅盖骨碎片上进行了测试，其中模拟介质与成像颅盖骨的模型化声学参数相匹配。

利用这些仿真案例，研究了图像质量和通道数量之间的权衡。由于电子通道的数量较少，移动到接收器元件的稀疏阵列的动机是降低成像系统的成本并提高成像速度。图16A和图16B示出了针对超声换能器探头68的两个候选元件几何结构而执行的计算机硅片原型性能测试的示例。在所示的示例中，以700kHz的发射频率测试正方形元件阵列和矩形元件阵列的性能。接收器元件密度表示为128通道超声驱动系统所需的多路复用。对几种候选几何结构的对比度(图16A)和信噪比(SNR)(图16B)进行了评估，以建立随阵列设计而改变的性能增强。在此示例中，以700kHz的中心发射频率来评估半波长间距处的16×8正方形元件和14×8方形元件以及16×8矩形元件的候选发射几何结构。

图17A-图17D显示了测试的几种候选换能器元件几何结构的更宽频率范围。对于在500KHz和700KHz处的若干阵列几何结构，性能SNR(图17A)、峰值SNR(图17B)、对比度(图17C)和对比噪声比(CNR)(图17D)被评估为随阵列总体的百分比而变化。测试介质包括颅盖骨下方的弹片，并且在测试几何结构之间保持恒定。针对包含该骨碎片的像素评估图像质量参数，并与没有特征的感兴趣区域进行比较。

针对每个候选几何结构测试了一系列具有模拟创伤性脑损伤(TBI)的颅盖骨，模拟创伤性脑损伤(TBI)诸如硬膜外血肿、硬脑膜下血肿、脑实质间血肿(范围为0.3cc-20cc)、骨碎片、钢弹片和中线偏移，以完成和验证换能器设计。根据美国神经外科医师协会描述的手术干预建议来选择血肿大小和中线偏移[35-36]。用于模拟TBI的脑组织和血液的声学特性来自Duck等人[39]和Goss等人[40]的文献，如表1所示：

表1：声学参数

信噪比(SNR)、对比噪声比(CNR)和对比度是评估指标。图18A-图18C、图19和图20A-图20B示出了图3A和3B中所示的应用了选择性接收孔径的超声换能器探头68的几何结构的成像能力。参考图18A，在计算机硅片中测试了图3A和图3B中的超声换能器探头68成像中线和5毫米厚(3cc体积)脑实质内出血(IPH)的性能。图18B示出了使用中央发射/接收垫C6以生成800kHz的超声成像脉冲的中线和IPH的图像。图18C显示了在800kHz时使用侧发射/接收垫C1的中线和IPH的图像。

通过在对硬脑膜下血肿(SDH)成像的同时模拟探头的性能来进行超声换能器探头68的进一步测试。图19显示了颅骨层下17mm SDH的模拟介质。

图20A示出了在模拟测试中使用的具有中线的颅骨和大脑。图20B示出了来自超声换能器探头68的重建图像，其中实施了接收波束赋形的颅骨像差校正。校正将中线移至预期位置。

图21A示出了填充有由琼脂构成的脑模型的颅骨模型，其用于测试所制造的超声换能器探头68的性能。琼脂内中线通道的超声图像见图21B。另一个具有血肿的TBI模型的超声成像如图21C所示。

图22A显示了超声体积的切片，显示了颅骨层、大血肿和中线通道。图22B显示了采用横切角传输超声成像的颅骨层和血肿的截面图表。类似地，图23A和图23B显示了通过厚颅盖骨的成像血肿。

双波超声成像系统50利用反射模式成像方法，其中由128个发射元件发射的反向散射平面波由较大的阵列记录并波束赋形到3D网格上，以产生3D成像数据集。后处理算法增强了随成像深度变化的对比度，并应用高帽(top hat)过滤器来锐化图像。例如，通过向帧添加具有不同转向角(入射角)的附加发射事件，也可以执行复合成像。可以从合成接收孔径构建3D数据集：

其中I是位置l,m,n的体素强度，T是发射事件，w是描述体素大小的窗口，t是时间，r是元素R处的数字化的接收到的RF信号，Δt_r是元素R和体素(l,m,n)之间的波束赋形时间延迟，A是接收孔径，接收孔径控制哪些元素R将有助于图像。可以调整接收孔径以控制哪些元素可以对每个体素做出贡献。可以基于接收入射角或换能器的接收垫来调整接收孔径。可以调整波束赋形延迟以考虑骨骼层。该算法可以为了速度而并行化，并且可以部分地在GPU处理器上计算。下面的骨骼层和特征可以作为2D对比图像和3D等距曲面图逐片可视化，其中特征位于2D切片图像中，并且根据该像素值，可以生成等距曲面图。软件可根据发射和/或接收入射角选择性地对数字化的接收RF信号应用相位和幅度校正，以便校正穿过颅骨层的纵波的失真。成像算法和软件可以包括根据来自通过颅骨传输的纵波和来自横切转换波的原始数字化的接收到的RF信号来自动检测颅骨顶表面和底表面位置的方法。应用到换能器的每个接收元件的相移和幅度校正的估计然后可以根据数字化的接收到的RF信号来计算，或者通过模拟通过颅骨的传输来计算，以解释感兴趣区域上颅骨形态的变化。这种逐元素相移校正可以选择性地包含在重建波束赋形中，以解决骨骼的失真。可以对数字化的接收到的RF信号进行滤波，以去除骨骼和换能器表面之间的多次反射。成像算法和软件可能包括从颅骨找到多次反射，然后应用滤波器将多次反射从数字化的接收到的RF信号中去除的算法。成像算法和软件可以采用对比度增强算法来选择性地增强大脑内微弱回波的对比度。可以采用例如边缘检测或锐化滤波器的后处理滤波器。图像可以显示为2D超声图像、一系列2D切片，允许操作员滚动浏览针对一帧成像数据或更大的蒙太奇视图所捕获的切片，其中软件从多个位置获取捕获的图像以及位置数据，以共同配准超声体素(或像素)并内插更大的蒙太奇图像。在一些实施例中，当换能器在患者身上移动时，可以采用特征跟踪255来增强、改进或实施超声像素或体素的共同配准。

在开发过程中，双波超声成像系统50在水箱内用颅骨和大脑模型进行了测试。进行了模型的超声成像与CT成像的比较。

颅骨和TBI模型(图21A)由打印在可从3D系统获得地Accura^TM ClearVue^TM塑料中的完整颅骨构成，其声学特性类似于骨骼和尸体颅盖骨样本。每个颅盖骨都安装在Plexiglas板上，带有基准标记以促进成像模式的共同配准。在去离子水中漂洗颅盖骨并脱气3小时以上。使用脱气去离子水制备2％重量的琼脂溶液以模拟组织。将带有悬浮在内部的球轴承(例如，4毫米球轴承)网格的琼脂插入物插入琼脂中以模拟弹片。为了模拟出血，早期的模型使用了充满模拟血液的气囊或由3密耳(或0.076毫米)低密度聚乙烯制成并填充有浓度为20毫克/毫升的模拟血液和钆的扁平薄饼形储液器，以增强CT对比度。用东芝Aquilion OneCT成像系统对TBI模型进行成像，以确认超声成像。

图21A-图21C显示了由印刷颅骨制造的TBI模型。(图21B)还显示了填充有脱气水的中线通道的成像。图21C显示了TBI出血模型的超声成像。嵌入琼脂中的出血清晰可见。为避免中线通道内的气泡，成像是在装满脱气水的箱中进行的。典型地，由打印颅骨制成的模型的成像是在空气中进行的，采用凝胶垫和超声凝胶作为耦合。来自这些模型的血液模拟血肿的示例图像如图21A-图21C和图22A-图22B所示。由颅盖骨样本制成的TBI模型在脱气水的浅水浴中成像，以保持颅骨脱气。在这种情况下不排除凝胶垫，以确保正确的支撑，并使用凝胶垫测试成像。图23A-图23B示出了厚颅盖骨下方的充血袋的顶表面的成像。

图14A和14B示出了商业上可获得的真实超声脑模型的双波成像模式的结果，具有脑室和在颅盖骨样本下方逐渐扩大的模拟出血。

为了验证本发明的双波超声成像系统50的性能，将由双波超声成像系统50产生的扫描与CT扫描进行比较。模型颅骨上的受信标记和解剖特征用于共同配准超声图像和CT图像，以验证成像。图24A-图24E示出了相对于出血模型104的CT扫描，对于一个姿势由超声换能器探头68产生的中央切片102的视场。像素值的3D模型示出了颅盖骨10下方的模拟血液填充的气囊。还示出了横截面2D图像。用双波超声成像系统50对包裹在琼脂中的填充有模拟血液的薄饼形气囊和7mm直径管的TBI模型进行成像。相对于图24A中的模型104示出了超声数据的中心切片102的位置。图24B中示出了超声成像体积的3D渲染，示出了管和颅骨层。图24C-图24E示出了一帧数据的3D成像数据的超声横截面视图。

图25A-图25D显示了弹片模型的CT数据与换能器的单姿态FOV的比较。在图25A-图25D中，CT图像和超声图像的3D等值面渲染显示了两个不同换能器位置的颅骨层，颅骨层下方具有嵌入的弹片。来自CT扫描的弹片108以深灰色显示，来自超声扫描的弹片106以浅灰色显示。在颅骨层下方可以看到一些混响伪影。球轴承弹片位置通过CT扫描确认。图25A和25B中的图像示出了在图像重建算法的一个实施例的扫描下成像的弹片。图25C和图25D示出了另一实施例中的图像质量，其中采用了相位校正和颅骨反射滤波算法。

双波超声成像系统50的蒙太奇全脑成像功能在图26A-图26E中示出。根据已使用位置跟踪数据共同配准的200个超声成像帧或姿势创建图像，并进行内插以创建3D超声蒙太奇，该3D超声蒙太奇叠加在CT等值面116的顶部以验证弹片位置108。显示了颅盖骨116和球轴承弹片108的CT曲面图。每个图示出了3D超声体积118的逐行扫描横截面视图，揭示了模型内的球轴承106(超声扫描弹片)和108(CT扫描弹片)。

图27示出了颅骨10下方的模拟血袋的等值面。模拟血袋110由CT扫描识别。显示了超声3D蒙太奇的等值面渲染，其中血袋112清晰可见。

图28A-28C示出了通过比较超声扫描与CT扫描对球轴承模型的分析。当超声换能器探头68被允许自由移动时，弹片的可见性被示出。图28A显示了超过500帧的成像数据，这些成像数据已针对球轴承特征进行了检查。图28A显示了针对出现在CT数据中的可见球体，在超声扫描的每一帧中可见球体的百分比。显示了CT数据集和超声数据集之间的配准误差。图28C中的图表显示了超声扫描和CT扫描中球轴承的位置之间的一致性。球轴承位置数据的线性回归残差如图28B所示。

如本文所讨论的，纵向超声波通过骨骼层的传播特性取决于纵向超声波的发射角。同样，如受益于本公开的本领域普通技术人员将理解的，从目标反射的波的性质取决于接收角。图29是示出用于以第一角度发射纵向超声波301的发射配置300的示意图，使得当波从换能器68传播通过组织310、骨骼层320、组织330并且撞击目标340时存在零波转换。同样，当波作为纵波反射回换能器68时存在零波转换。第一角度可以是0度到约25度。换能器68发射穿过组织310的纵向超声波301A。波301B作为纵波传播通过骨骼层320并离开骨骼层320，波301C作为纵波传播通过组织330。在撞击目标340时，波302A被反射回朝向换能器68并且作为纵波传播通过组织330。以小于25度的角度入射到骨骼层320上的反射波302A将作为纵波302B传播通过骨骼层320。反射波302C然后作为纵波行进通过组织310并被换能器68接收。

图30是示出用于以第二角度发射纵向超声波的发射配置400的示意图，使得当波从换能器68传播通过组织410、骨骼层420、组织430并撞击目标440时存在双波转换。第二角度可以是25度–60度。换能器68发射穿过组织410的纵向超声波401A。由于以第二角度发射，当波传播到骨骼层420中时，这些波转换成横波401B。当横波401B离开骨骼层420时，这些波在它们传播通过组织430时转换回纵波401C。在撞击目标440时，波402A被反射回朝向换能器68并作为纵波传播通过组织430。以小于25度的角度入射到骨骼层420上的反射波402A将作为纵波传播通过骨骼层420，反射波402B然后将作为纵波402C传输到组织410中，并由转换器68接收。

图31是示出用于以第三角度发射纵向超声波的反射配置500的示意图，使得在发射波传播通过骨骼层520时没有波转换，并且当反射波从目标540传播通过组织510、骨骼层520和组织530返回换能器68时存在双波转换。当波从换能器68传播通过组织510、骨骼层520和组织530到达目标540时，以第三角度的发射导致零波转换。第三角度可以与第一角度相同。例如，第三角度可以是0度到25度，如同关于图29讨论的第一角度。然而，图31的波不同于图29的波，因为接收角不同于与图29的第一角度相关联的接收角。换能器68发射穿过组织510的纵向超声波501A。由于以第三角度发射，波501B作为纵波传播通过骨骼层520。波501C继续作为纵波传播通过组织530。在撞击目标540时，波502A被反射回朝向换能器68并作为纵波传播通过组织530。以约25度和60度之间的角度入射到骨骼层上的反射波502A将(入射角<约30度的)部分或(入射角>30度的)全部转换为横波502B，并且传播通过骨骼层520。当横波502B离开骨骼层520时，反射波402C转换回纵波502C，然后作为纵波行进通过组织510，并由换能器68接收。

图32是示出用于以第四角度发射纵向超声波的发射配置600的示意图，使得当波从换能器68传播通过组织610、骨骼层620、组织630并撞击目标640并且被反射回换能器68时存在四波转换。第四角度可以与关于图30讨论的第二角度相同。例如，第四角度可以是与图30的第二角度一样的25度到60度的角。然而，图32的波不同于图30的波，因为接收角不同于与图30的第二角度相关联的接收角。换能器68发射穿过组织610的纵向超声波601A。由于以第四角度发射，波转换为横波601B，并且由于以第四角度发射而传播通过骨骼层620。当横波601B离开骨骼层620时，波601C在传播到组织630中时转换回纵波601C。在撞击目标640时，波602A被反射回朝向换能器68并作为纵波传播通过组织630。以约25度和60度之间的角度入射到骨骼层620上的反射波602A将(入射角小于或约等于30度的)部分或(入射角大于或约等于30度的)全部转换为横波602B。当横波602B离开骨骼层620时，反射波602C转换回纵波602C，然后作为纵波行进通过组织610，并由换能器68接收。

图33是示出用于以第五角度发射纵向超声波的发射配置700的示意图，使得一部分从骨骼表面或骨小梁或骨的内表面反射回来，作为纵波702被换能器接收。第五角度可以是[0到60度]。换能器68发射纵向超声波701，在撞击骨骼的外表面721时，一部分超声波作为纵波702A反射回换能器；或者，在撞击骨小梁722时，一部分超声波作为纵波702B反射回换能器；或者，在撞击骨骼的内表面723时，一部分作为纵波702C反射回换能器。

结论

本文所述类型的双波超声成像50可用于多种经骨成像(trans-bone imaging)和非成像应用，包括对颅骨10下方的脑结构(例如但不限于脑室，影响大脑的病理状况，例如出血、脑积水、颅内压(ICP)、异物和其他状况)成像，以检测和/或协助诊断和持续监测创伤性脑损伤、中风、肿瘤等；以及可用于各种其他经骨成像和非成像应用，包括但不限于：其他脑和颅内诊断和监测、窦性混浊诊断和其他耳鼻喉(ENT)诊断和治疗，以及术中外科成像和导航等。由具有增强帧率的主机控制器52实施的超声成像算法和软件能够对目标受试者/区域的动态特征的整个或部分脑成像进行断层摄影图像重建，该动态特征包括但不限于血流、脑移位、积液、出血，等等。

尽管以上讨论公开了本发明的各种示例性实施例，但是显然本领域技术人员可以在不脱离本发明的真实范围的情况下进行各种修改以实现本发明的一些优点。对“发明”的任何引用旨在指代本发明的示例性实施例并且不应被解释为指代本发明的所有实施例，除非上下文另有要求。所描述的实施例在所有方面都应被视为是说明性的而非限制性的。

因此，某些示例性实施例可以经由超声通过颅骨10提供全脑图像或部分脑图像的2D成像、3D成像和断层摄影以及4D延时成像和断层摄影(即，实时3D断层摄影)，或经由超声通过其他骨骼和结构(如胸骨(例如，用于心脏或食道成像)、肋骨、髋部、骨盆等)提供2D成像、3D成像和断层摄影以及4D延时成像和断层摄影(即，实时3D断层摄影)。当超声换能器探头68保持在单个位置时，双波超声成像系统50可以从超声换能器探头68的视场内提供实时3D图像。通过由跟踪系统84跟踪超声换能器探头68的自由手动移动，经由超声像素(或体素)从多个视场到全局坐标系的内插和共同配准，该有限的实时3D视图可以扩展到包括整个大脑的后处理视图。成像数据的编译可以被扫描后进行处理以经由非侵入性的双波成像模式超声来产生大脑244的横截面(正交)图像(即，大脑252的计算机断层摄影)。