用於實時應用的可調節透鏡系統的製作方法

2023-12-11 15:07:12 2

專利名稱：用於實時應用的可調節透鏡系統的製作方法
技術領域：
本發明涉及透鏡系統領域，更特別地，本發明涉及基於兩種流體之間的界面處的 折射的可調節透鏡系統領域。
背景技術：
用於醫療成像或治療應用的可調節透鏡系統是已知的，例如，被設置用於調節超 聲的折射的透鏡系統。飛利浦的W02003/069380中所描述的所謂的流體透鏡或液體透鏡可 以用於這樣的應用。實際上，流體透鏡技術允許通過具有特定折射率的流體填充腔體的物 理邊界的變動而折射光或者其他射線或波。這個過程稱為電溼潤，其中腔體內的流體通過 跨傳導電極施加電壓而運動，從而實現流體表面的運動。這種表面拓撲結構的變化允許以 改變傳播路徑的方式折射波，以使聚焦或折射到希望的位置。然而，流體類型透鏡的公知問題在於，透鏡的快速調節將使得流體振蕩，從而使得 流體之間的折射界面在調節期間呈現不可控制的形狀，直到振蕩消失並且界面已經變成另 一穩定的形狀。這意味著在調節期間通過這種透鏡的實時高質量成像將嚴重模糊或失真， 並且因而這樣的透鏡通常不適合用於記錄實時圖像或視頻序列。為了擁有可接受質量的圖 像，記錄的圖像幀速率必須不高於透鏡可以達到兩幅後續的圖像之間的平衡或穩定狀態。 對於這樣的透鏡的醫療應用，存在同樣的問題，其中精確地控制例如朝活體組織輻射的超 聲消融(ablation)波是至關重要的。因此，使用已知的流體透鏡，要求超聲消融脈衝速率 不高於透鏡可以達到兩個後續的脈衝之間的穩定狀態。W02006/030328A1描述了一種具有流體-流體界面的光學設備，該界面的粘度被 選擇成提供允許在界面的兩個預定義的形狀之間快速切換的臨界阻尼。通過選擇流體以便 獲得臨界阻尼，在切換之後可以避免界面中的振蕩，從而允許在執行切換之後迅速使用透 鏡。然而，W02006/030328A1仍然沒有解決通過所述光學設備實時記錄圖像的問題。

發明內容
本發明的目的是提供一種適合用於在折射調節期間高質量實時高速成像(例如 超聲高速成像)的透鏡系統。在第一方面中，本發明提供了一種可調節透鏡系統，該可調節透鏡系統包括_容器，其包含被設置成與易受電影響的第二流體(F2)具有界面(I)的第一流體 (Fl)，其中界面(I)被設置成折射入射波(incomingwave)，其中第一和第二流體(F1，F2)是 不相混溶的(immiscible)，其中第一和第二流體(F1，F2)被選擇成使得它們一起表現出臨 界或接近臨界的機械阻尼，並且其中當施加電壓(VC)時可以調節界面(I)的形狀，以及-控制電路(CC)，其被設置成產生電壓(VC)，其中控制電路(CC)被設置成將電壓 (VC)從第一電壓(Vl)改變成與第一電壓(Vl)不同的第二電壓(V2)，使得電壓變化率受到 限制以避免界面(I)的振蕩，從而以連續且受控的方式將界面(I)處的入射波的折射從第 一折射調節到第二折射。
術語「流體」應當被理解為物質的相的子集(流體包括液體、氣體、等離子體、凝膠 和塑性固體)，而在下文中，術語「液體」指的是液態的化合物。「界面」應當被理解為第一和第二流體之間的界限，所述第一和第二流體可以是直 接接觸的第一和第二流體，或者界面可以包括分離第一和第二流體的適當的膜。依照第一方面的透鏡系統是有利的，因為它允許在折射的調節(例如焦點或偏轉 的調節)期間記錄高速圖像，因為電壓率被限制成使得折射優選地相對於界面的時間變化 以及相對於界面的空間變化連續地改變，即界面優選地以受控的方式從第一折射到第二折 射改變其形狀。因此，在調節期間的所有時間，界面呈現中間形狀，這允許在從第一折射到 第二折射的整個折射調節期間實現高質量成像。因此，利用這種透鏡系統可以實現實時超聲成像和實時超聲消融，這種透鏡系統 利用以下效果透鏡在調節過程期間具有受控的形狀並且因而在調節期間不遭受性能的降 低。因此，沒有必要在焦點調節等期間停止使用透鏡。這對於許多應用而言可以節省時間， 所述應用例如醫學應用，其中在所述透鏡系統用於聚焦超聲消融束的情況下執行更快的診 斷超聲成像檢查或者執行更快的治療變得可能。依照第一方面的透鏡系統基於以下認識被選擇成提供臨界的或至少接近臨界的 流體機械阻尼的流體粘度以及用於調節透鏡的折射的電壓變化率的選擇的組合導致可以 以可接受的速度調節的用於高速成像目的的透鏡系統。選擇流體使得阻尼臨界或接近臨界 在本領域中是已知的，例如W02006/030328A1中所描述的，並且將在下面進一步描述。根據實際的材料、尺寸和其他設計參數，技術人員應當知道如何例如通過執行測 試以觀察在不同的電壓變化率期間界面的行為來選擇有限的電壓變化率以避免界面的振 蕩。這可以通過在以不同的電壓變化率進行折射調節期間記錄高速圖像並且觀察透鏡系統 的聚焦性能來完成。基於這些結果，可以選擇在變化期間導致穩定的聚焦性能的最高電壓 變化率。此外，有可能1)測量透鏡的容量(capacitance)變化，2)使用幹涉儀察看彎月面 (meniscus)，以及3)在調節期間(即當界面運動時)通過透鏡成像並且觀看圖像何時變模 糊。可以連續地調節控制電壓，但是同樣可能的是使用數字控制的控制電壓，即逐步 調節電壓，條件還有步長足夠小、各步發生得足夠快並且變化率受到限制以便避免界面的 振蕩。優選地，所述透鏡系統被設置用於在從第一折射到第二折射的折射調節期間折射 入射波。所述控制電路可以被設置成連續地將電壓從第一電壓改變成第二電壓，例如涉及 模擬電路系統。可替換地，所述控制電路可以被設置成在多步中將電壓從第一電壓改變成 第二電壓，例如涉及數字電路系統。所述透鏡系統適合用於不同類型的入射波，例如光和超聲波。第一和第二流體優 選地設置在所述容器中，使得該容器允許入射波穿過第一和第二流體中的至少一個以便能 夠在界面處折射。在一個實施例中，所述容器基本上圍繞軸旋轉對稱，例如，該容器可以具有圓柱 形狀。在這樣的實施例中，第一流體可以提供界面具有可調節的球形形狀的彎月面形狀， 或者至少界面具有球形部分。「彎月面形狀」應當理解為具有一個凸側和一個凹側的形體(body)，其中兩側的曲率相等。應當理解的是，彎月面形狀僅僅表示一個實例。可替換的形 狀可以是兩個主要外表面為基本上平坦的表面和基本上橢球形表面等等的形體。特別地， 該形狀可以是束縛的(pinned)彎月面形狀，即其中凹面的至少一部分由基本上平坦的或 線性的表面代替的彎月面形狀。在其他實施例中，所述透鏡系統被設置用於界面的非旋轉對稱的形狀。該透鏡系統可以被設置用於調節焦點或用於偏轉入射波，或者用於調節焦點和用 於偏轉入射波的組合。在優選的實施例中，第一流體為油，例如矽樹脂油，而傳導第二流體為例如具有改 善導電性質的添加劑的水。在第二方面中，本發明提供了一種調節透鏡的方法，該透鏡包括容器，該容器包含 被設置成與易受電影響的第二流體具有界面的第一流體，其中界面被設置成折射入射波， 其中第一和第二流體是不相混溶的，其中第一和第二流體被選擇成使得它們一起表現出接 近臨界或臨界的機械阻尼，並且其中當施加電壓時可以調節界面的形狀，所述方法包括-向透鏡施加第一電壓，以及-以低得足以避免界面的振蕩的電壓變化率將電壓從第一電壓改變成第二電壓。在第三方面中，本發明提供了 一種成像設備，該成像設備包括-依照第一方面的可調節透鏡系統，以及-換能器(transducer)，其設置成與所述透鏡系統連接以便允許對透鏡系統折射 的入射波成像。依照第三方面的設備優選地被設置用於在從第一折射到第二折射的折射變化期 間成像。在優選的實施例中，所述透鏡系統和換能器被設置用於對透鏡系統折射的超聲波 成像。包含第一和第二流體的容器以及換能器(T)優選地被設置成與導管連接，所述導 管例如被設置用於醫學目的的導管。所述成像設備可以被設置用於例如用在診斷檢查中的活體組織的醫學成像。在第四方面中，本發明提供了一種成像系統，該成像系統包括-依照第三方面的成像設備，以及-圖像處理器，其被設置成接收來自所述換能器的信號並且處理這些信號以便相 應地產生圖像。在第五方面中，本發明提供了一種醫療設備，該醫療設備包括-依照第一方面的透鏡系統，以及-換能器，例如超聲換能器，其被設置成產生具有適合用於治療活體組織的能量的 波，該換能器被設置成與透鏡系統連接以便允許產生的波由透鏡系統折射。因此，這樣的醫療設備利用了第一方面的透鏡系統的有利效果，即在例如焦點的 調節期間使用例如高速的超聲脈衝的可能性，從而允許沿著預定義的軌跡進行消融。應當明白的是，所提到的第一方面的實施例和優點也適用於第二、第三、第四和第 五方面。此外，應當明白的是，這些方面及其實施例可以以任何方式進行組合。


下面將僅通過舉例的方式參照附圖描述本發明的實施例，在附圖中圖1示出了透鏡系統的實施例，圖2示出了用於調節焦點的控制電壓變化的實例，圖3a和圖3b示出了具有和沒有振蕩的相同透鏡的界面形狀的照片，圖4示出了離軸成像的實例，圖5示出了成像設備的實施例，圖6示出了成像系統的實施例，以及圖7示出了醫學設備的實施例。
具體實施例方式圖1示出了透鏡系統實施例的略圖，其中第一流體Fl和第二流體F2被設置成在 界面I處直接接觸，換言之，為流體透鏡。一種流體應當是傳導的，而另一種流體應當是絕 緣的。在所示實施例中，流體Fl、F2設置在容器中，使得界面I具有圍繞軸旋轉對稱的形 狀，即使得流體Fl、F2被設置成界面I具有球形形狀的彎月面形狀。雙箭頭指示界面I的 可能的運動，其允許調節入射波(一條射線由虛線箭頭表示)的折射。控制電路CC通過電 極(未明確地示出)向透鏡施加電壓VC。第一電極與導電流體接觸，而第二電極在覆蓋透 鏡內壁的隔離層之後。因此，透鏡利用所謂的電溼潤效應調節形狀，或者更特別地，作為所 施加電壓VC的函數的界面I的曲率。欲知有關流體透鏡的另外的一般信息，參見[Appl. Phys. Lett.，Vol. 85，pp.1128-1130，2004，by Kuiper andHendriks]。依照本發明，流體Fl、F2被選擇成使得透鏡臨界阻尼或者至少接近臨界阻尼。這 可以通過以下方式獲得選擇流體Fl、F2以及透鏡的尺寸，使得它(1)對於臨界阻尼以及 (2)對於接近臨界阻尼，服從
(n \0.5
0.5<98F — <5( 1 )
ysdj
0.75 < 98κ —1 <2(2)在(1)和(2)中V為流體F1、F2的以m2/s為單位的平均運動粘度，D為流體Fl、F2的以kg/m3為單位的平均密度，S為流體Fl、F2經歷的以N/m為單位的表面張力，並且d為界面I與容器之間的接觸線處容器的以m為單位的直徑。在優選的實施例中，第一流體Fl為水，而第二流體F2為矽樹脂油，並且優選地尺 寸被選擇成允許調節入射超聲波的折射，所述超聲波例如頻率範圍IOOkHz-IOOMHz內，比 如頻率範圍1-40MHZ內的超聲波。舉例而言，4mm直徑彎月面形狀透鏡使用水中的0. IM KCl溶液作為傳導液體，而 不同粘度的矽樹脂油用作絕緣液體。在矽樹脂油的大約IOcSt粘度下，有可能獲得臨界阻尼的彎月面。應當指出的是，稍微欠阻尼的透鏡實際上比臨界阻尼的透鏡切換得更快。然 而，由於在欠阻尼情況下發生振蕩，因而仍然優選的是透鏡是臨界阻尼的，從而允許在透鏡 的調節期間進行測量或治療。控制電路CC被設置成改變電壓VC以便調節透鏡的折射，並且控制電路CC被設置 成以受限制以便在折射調節期間避免界面I的振蕩的電壓變化率改變電壓VC。因此，據此 有可能提供從界面I的一種形狀到另一種形狀的連續轉變，從而允許將透鏡用於在從一個 值到另一個值的整個折射調節期間的高質量成像。控制電路CC的輸出驅動器優選地能夠 提供至少在範圍0-200V內的電壓VC。輸出驅動器可以是數字的或模擬的。在模擬驅動器 的情況下，容易獲得連續的輸出電壓VC，並且測試確保折射的連續調節的電壓變化率極限 是一件簡單的任務。例如，對於典型的實施例來說，有可能在50V與200V之間掃描電壓VC 多達每秒至少10次。在以一定解析度逐步提供離散輸出電壓的數字輸出級的情況下，這種級必須能夠 提供小得足以確保透鏡折射的連續變化的電壓階躍(step)。如果時間t處輸出電壓VC用 VC (t)表示，並且輸出驅動器的下一「階躍」出現在t+dt，那麼輸出電壓VC的要求可以如(3) 中定義。VC (t)-VC (t+dt) I < b (3)在這裡，b為反映輸出電壓VC的平滑性的參數。如果dt為納秒數量級，那麼b優 選地低於1微伏，然而應當明白的是，參數b的實際選擇取決於透鏡系統的實際設計，即流 體、尺寸、形狀等等。因此，可能需要確保期間光學質量的實際測試以確定電壓變化率極限 以便在折射調節期間避免界面I的失真形狀。圖2示出了調節透鏡的折射的不同階段sl_s5以及這些階段期間相應的電壓VC 變化與時間T的函數關係的實例。從初始電壓Vl開始，電壓VC在第一階段Sl中增大。由 圖可見，在階段si中，電壓變化率限制為通過在Vl與V2之間的這個階段中線性電壓VC變 化與時間T的關係而看到的某個最大值。電壓VC的這種線性增大的斜率反映了確保電壓 VC的快速增大同時仍然確保透鏡界面在調節期間不振蕩的選擇的最大電壓變化率。當獲得 透鏡的希望的折射或焦點位置時s2，停止電壓變化。為了保持焦點固定，可以存在反饋算法，其允許所述變化繼續S3，但是速率更低。 如果透鏡超出希望的焦點，那麼電壓變化的方向必須反轉。優選地，這也是以平滑的方式 (即沒有劇烈的變化)完成的，儘管電壓變化方向的劇烈反轉很可能並不導致嚴重的振蕩； 因此，可以允許劇烈的變化。一般地說，希望的是應當以這樣的方式來改變電壓初始時，關 於時間的二階導數非零；其次，二階導數為零並且一階導數非零；以及最後使得當其達到 最終的形狀時非零二階導數將設法抵消任何過衝或振蕩。通常，希望的是選擇充分通過其 中發射最後的超聲脈衝的位置的端點以便避免成像或檢測技術中的偽像。因此，小的劇烈 變化是可接受的，但希望而不嚴格必要的是，不存在強烈的加速或減速成分。回到圖2的實 例，在s4處重新獲得聚焦，而在s5處目標移出焦點之外。在圖2的實例中，至關重要的是限制電壓變化率，使得有可能在整個調節過程期 間(即在所有階段sl_s5期間)利用透鏡。特別地，在其中執行透鏡的大的調節的階段si 中，必須遵守電壓變化率極限以便確保透鏡也在該階段si期間保持高質量。這允許在調節 期間例如通過透鏡進行「即時(on the fly)」超聲記錄。
如早先所提到的，例如在具有輸出驅動器的控制電路CC的情況下，例如圖2中所 示的連續電壓變化可以劃分成許多小的電壓階躍。這在階躍數量至少與1/阻尼時間一樣 大時不會造成嚴重的振蕩。阻尼時間取決於使用的液體的特性並且可以為IOms數量級。 這意味著階躍的數量應當為至少100/s，優選地至少兩倍於該數量，例如200Hz。結果，對於 30Hz的成像幀速率而言，每秒的階躍數量將需要為30*100 = 3000。用於透鏡的驅動電壓 VC的這種kHz範圍調製可容易地利用如今廣泛可用的標準函數發生器來達到。電壓時間梯度應當限制為由兩個成像幀之間的電壓差除以這些幀之間的時間間 隔而確定的最大值。如果間隔劃分成超過2個電壓階躍(例如在產生許多小階躍的數字驅 動的情況下)，那麼這種要求不應當適用。圖3a和圖3b示出了不同情形下相同透鏡的界面I的照片。在圖3a中，可看出透 鏡的界面I作為對例如在現有技術中的控制電壓的劇烈變化的響應而具有不規則的形狀， 因為界面I振蕩，並且顯然的是，圖3a中所示的瞬時界面I的形狀在圖像在該時刻通過透 鏡記錄的情況下將導致嚴重失真的圖像。在圖3b中，示出了在依照本發明操作期間的相同 界面I，並且在這裡可以看出界面I具有平滑的球形形狀，其將確保調節期間透鏡的受控光 學性質。圖4示出了適合用於離軸成像並且在下面的條件下加以描述的彎月面形狀的透 鏡實施例的運動，以便確保彎月面的變化的速度足夠低，從而允許在透鏡的調節期間進行 脈衝回波成像。在圖4中，彎月面界面的運動從點線轉到實線，同時保持平坦。由小箭頭所 示的是彎月面的運動方向，並且由粗箭頭所示的是超聲在彎月面界面上的折射。典型的脈衝回波信號將花費大約100 μ s傳播進以及向後傳播出組織。這意味著 直到下一次發射的時間是(至少)100 μ S。流體類型透鏡的本徵速度極限( 100Hz，由在 兩種配置之間切換彎月面的 IOms給出)意味著以合理的速度成像需要仔細考慮。為了獲 得這點，彎月面配置被選擇成使得彎月面將具有在調節期間的所有時間保持平坦的界面。 當這種彎月面置於超聲換能器陣列之前時，彎月面的偏轉性質允許離軸測量或成像。這意 味著當使用ID陣列並且離軸傾斜到一系列不同方向時，可以構造3D超聲圖像。單脈衝回波測量花費IOOys並且在後續的測量之間不存在死區時間(dead time)。此外，將彎月面從一個極端位置(「遠遠向左傾斜」)移到另一個極端位置(「遠遠 向右傾斜」)將花費10ms。這意味著在彎月面在這些極端位置之間移動所花費的時間內可 以進行100次脈衝回波測量。由於彎月面界面通過臨界阻尼的要求將保持平坦，因而應當 估計彎月面界面的運動所引入的運動模糊。對於合理的實施例而言，彎月面的取向可以設 置成在可用的IOms期間從+15°轉到-15°。在最壞的情況下，彎月面最大地傾斜+15°， 並且認為超聲穿過彎月面界面的外邊緣。對於ID超聲陣列而言，幾何結構使得透鏡典型地高5mm並且在橫向方向12_29mm。 然而，由於彎月面的傾角將僅在短軸的方向變化，因而運動的彎月面的速度將由短軸唯一 確定。因此，典型的尺寸可以被選擇成與ID ICE導管陣列相當5mm直徑。在彎月面的+15°角度(最大偏轉角)下，相應的高度將是5*tan[15° ]= 1.34mm。應當指出的是，該高度從彎月面的中心測得(即其下降與上升一樣多)。下一次脈 衝回波測量將發生在彎月面移動30° /100 = 0.3°之後。在彎月面的+14. 6°角度下，這 計算出5*tan[14.6° ] = 1.30mm的高度。因此，在容器的外邊緣處(其中彎月面的運動最大)，彎月面豎直運動大約40 μ m。這是關鍵的數字後續脈衝回波測量之間< 40 μ m的運動。在典型的超聲頻率處，這意味著在外邊緣處，彎月面仍然僅運動大約波長λ的十 分之一。衍射極限由λ/(2*ΝΑ2)給出，其中NA表示透鏡的數值孔徑，並且因而運動為λ/10 的數量級。由於NA<<V 5，最可能甚至ΝΑ<0. 1，因而這意味著在彎月面的運動期間，系 統保持衍射受限的。結果，有可能在彎月面運動的同時進行衍射受限超聲成像。應當指出的 是，通過簡單地選擇具有較小直徑的透鏡甚至進一步地降低彎月面的運動是相對容易的。尤其是在最小入侵以及在體外(extra-corporeal)領域的被設置用於超聲信號 的實施例方面，本發明具有若干醫學應用可能性。下面是這類應用的一些實例的要點，其中 利用了本發明透鏡系統的有利效果，即短時間段期間大量透鏡運動的可能性(例如歸因於 獲得實時成像數據的要求)1)成像應用——即使當使用較低換能器計數(即少數元件或ID陣列)時，本發明 也允許產生2D或3D超聲圖像。這在最小入侵領域中是有益的，其中空間是強烈的限制。此 外，降低換能器計數將降低價格。這將使得低成本3D超聲成像成為可能，因為目前這樣的 2D換能器陣列及其關聯的電纜敷設、互連和驅動電路系統可能對於一次性(disposable) 市場太昂貴。2)治療應用——使用單元件高功率超聲換能器和依照本發明的透鏡系統，電子地 操縱焦斑(即消融斑)變得可能。這將允許從業者「繪製」出預定的軌跡而無需目前需要 的連續且非常麻煩的導管重定位。此外，在體外上，這將允許更快且更受控制的治療過程。3)流量監控和檢測應用——使用依照本發明的透鏡系統，有可能測量明確定義的 測量位置處的流量(例如通過都卜勒運動檢測的血流或者血液體積流速)。由於當使透鏡 運動時該測量位置將變化，因而這將允許比較不同位置處的運動特性以便最優化信噪比。 此外，在最小入侵領域，與在正常靜脈中相比，測量動脈瘤內部的血流變得可能。根據這樣 的比較，專家將能夠診斷動脈瘤的類型並且確定恰當的治療。在傳統的都卜勒效應的情況 下，設備將允許測量兩個或更多預設角度下的流量以便更好地補償換能器到流量的角度位 置。4)運動監控和檢測應用——由於測量位置可以變化，因而可以識別器官邊界並且 圍繞邊界調節聚焦。例如，這可以用來跟蹤身體內隔膜或肝臟邊界的位置以便進行實時呼 吸跟蹤。運動跟蹤信息可以a)在CT或MR圖像採集期間用來校正掃描中的運動(即代替 阻礙MR掃描的時間採集的時間代價高的MR導航儀)，或者b)在介入期間，利用超聲運動信 息收集預操作MR或CT掃描，然後這些預操作掃描在手術室中可以與患者的實時呼吸模式 再同步並且提供更加有用的信息給臨床醫師。依照本發明的透鏡系統允許運動聚焦幫助識 別有用的器官邊界並且然後自適應地改變最佳運動的聚焦。本發明可以用在用於採用與超聲相結合的電溼潤類型透鏡的任何應用或算法中， 其中希望在運動期間使用例如彎月面形狀的透鏡操控超聲以便獲得足夠的成像/治療速 度。應當特別指出的是，在最小入侵領域以及在體外，這將是可以通過使用與傳統超聲陣列 相比低得多的換能器計數獲得高幀速率2D/3D超聲成像的唯一可行方式。圖5繪出了醫學超聲成像設備的實施例。如上面所描述的流體透鏡LS結合換能 器T或換能器陣列安裝，所述換能器或換能器陣列被設置成感測通過透鏡LS折射的超聲信號。透鏡LS和換能器T置於導管C的末端。透鏡LS連接到控制單元⑶，該控制單元產生 用於經由通過導管C的電纜調節透鏡LS的電壓VC。圖6繪出了醫學超聲成像系統。如圖5中所示的設備具有其換能器T或換能器陣 列，其經由通過導管C的電纜連接到圖像處理器IMP以便提供換能器信號TS給圖像處理 器。圖像處理器IMP作為響應處理該換能器信號TS並且提供圖像或圖像序列。圖7繪出了包括控制單元CU的超聲消融設備形式的醫療設備的實例，該控制單元 經由通過導管C的電纜連接以便提供電超聲驅動信號TS給超聲換能器T或換能器陣列並 且提供控制電壓VC給透鏡LS以便允許調節透鏡LS的焦點。透鏡LS和換能器設置在導管 C的末端，以便由換能器T產生的超聲波被透鏡LS折射，使得聚焦的超聲圖案可以施加到活 體組織的希望的部位，從而允許進行消融。利用像上面所描述的那樣設置的透鏡系統LS，有 可能在透鏡LS的調節期間執行連續的消融，並且因而與必須在透鏡LS調節期間停止消融 過程的情況相比，可以沿著軌跡快速得多地執行消融，從而顯著地減少了治療時間。總的說來，本發明提供了一種可調節流體類型透鏡系統，其允許在透鏡的調節期 間例如通過透鏡進行超聲成像。該透鏡包括包含兩種不相混溶的流體的容器，所述流體例 如水和油，其在界面處彼此接觸。入射波於是在該界面處折射。界面的形狀以及因而折射 性質可以通過調節施加到透鏡的電壓來調節。所述兩種流體被選擇成使得它們一起表現出 臨界或接近臨界的機械阻尼。控制電路產生用於將折射從一個值調節到另一個值的電壓， 控制電路被設置成改變該電壓，使得電壓變化率受到限制以便避免界面的振蕩，從而以連 續的方式調節界面處入射波的折射。這使得在透鏡處於從一個折射值到另一個折射值的調 節期間使用透鏡成為可能，因為界面形狀將在調節期間的所有時間具有受控的形狀。電壓 可以是連續的電壓或者只是關於步長和階躍的時間擴展受控的離散逐步(數字)電壓。所 述透鏡系統具有若干應用，例如在醫學領域，例如用於「即時」高速超聲成像，或者用於超聲 消融應用，其中可以在調節透鏡以遵循預定義軌跡期間執行消融。出於解釋而不是限制的目的闡述了所公開的實施例的某些特定細節，以便提供對 於本發明的清楚而徹底的理解。然而，本領域技術人員應當理解的是，本發明可以在不完全 與本文所述細節一致的其他實施例中實施，而沒有顯著脫離該公開內容的精神和範圍。此 外，在該上下文中並且出於簡潔和清楚的目的，省略了對於公知設備、電路和方法的詳細描 述以便避免不必要的細節和可能的混淆。權利要求書中包含了附圖標記，然而，附圖標記的包含僅僅出於清楚性的原因，並 且不應當被視為對權利要求書的範圍的限制。
權利要求
一種可調節透鏡系統，包括 容器，其包含被設置成與易受電影響的第二流體(F2)具有界面(I)的第一流體(F1)，其中界面(I)被設置成折射入射波，其中第一和第二流體(F1，F2)是不相混溶的，其中第一和第二流體(F1，F2)被選擇成使得它們一起表現出臨界或接近臨界的機械阻尼，並且其中當施加電壓(VC)時可以調節界面(I)的形狀，以及 控制電路(CC)，其被設置成產生電壓(VC)，其中控制電路(CC)被設置成將電壓(VC)從第一電壓(V1)改變成與第一電壓(V1)不同的第二電壓(V2)，使得電壓變化率受到限制以避免界面(I)的振蕩，從而以連續且受控的方式將界面(I)處的入射波的折射從第一折射調節到第二折射。
2.依照權利要求1的透鏡系統，被設置用於在從第一折射到第二折射的折射調節期間 折射入射波。
3.依照權利要求1的透鏡系統，其中控制電路(CC)被設置成連續地將電壓(VC)從第 一電壓(Vl)改變成第二電壓(V2)。
4.依照權利要求1的透鏡系統，其中控制電路(CC)被設置成在多步中將電壓(VC)從 第一電壓(Vl)改變成第二電壓(V2)。
5.依照權利要求1的透鏡系統，其中所述容器基本上圍繞軸旋轉對稱。
6.依照權利要求5的透鏡系統，其中第一流體(Fl)提供彎月面形狀，並且其中界面 (I)具有可調節球形形狀。
7.依照權利要求1的透鏡系統，被設置用於界面(I)的非旋轉對稱的形狀。
8.依照權利要求1的透鏡系統，被設置用於調節入射波的焦點。
9.依照權利要求1的透鏡系統，被設置用於偏轉入射波。
10.依照權利要求1的透鏡系統，其中第一流體(Fl)為油並且第二流體(F2)為水。
11.依照權利要求1的透鏡系統，其中第一和第二流體(Fl，F2)依照0.5 < 98K| — I《5和0.75 S ！) S 2之一選擇，其中V為第一和第二流體(Fl，F2) {Sd J{Sd J的以m2/s為單位的平均運動粘度，D為第一和第二流體(Fl，F2)的以kg/m3為單位的平均密度，S為第一和第二流體(F1，F2)經歷的以N/m為單位的表面張力，並且d為界面(I)與容器之間的接觸線處容器的以m為單位的直徑。
12.調節透鏡的方法，該透鏡包括容器，該容器包含被設置成與易受電影響的第二流體 (F2)具有界面(I)的第一流體(Fl)，其中界面(I)被設置成折射入射波，其中第一和第二 流體(F1，F2)是不相混溶的，其中第一和第二流體(F1，F2)被選擇成使得它們一起表現出 接近臨界或臨界的機械阻尼，並且其中當施加電壓(VC)時可以調節界面(I)的形狀，所述 方法包括-向透鏡施加第一電壓(VI)，以及-以低得足以避免界面(I)的振蕩的電壓變化率將電壓(VC)從第一電壓(Vl)改變成 第二電壓(V2)。
13.成像設備，包括-依照權利要求1的可調節透鏡系統(LS，CU)，以及_換能器(T)，其設置成與所述透鏡系統(LS，CU)連接以便允許對透鏡系統(LS，CU)折射的入射波成像。
14.依照權利要求13的成像設備，其中該設備被設置用於在從第一折射到第二折射的 折射變化期間成像。
15.成像系統，包括-依照權利要求13的成像設備(LC，⑶，T)，以及-圖像處理器(IMP)，其被設置成接收來自所述換能器(T)的信號(TS)並且處理這些 信號(TS)以便相應地產生圖像。
全文摘要
提供了一種可調節流體類型透鏡系統，其允許在透鏡的調節期間例如通過透鏡進行超聲成像。該透鏡包括包含兩種不相混溶的流體的容器，所述流體例如水和油，其在界面處彼此接觸。入射波於是在該界面處折射。界面的形狀以及因而折射性質可以通過調節施加到透鏡的電壓來調節。所述兩種流體被選擇成使得它們一起表現出臨界或接近臨界的機械阻尼。控制電路產生用於將折射從一個值調節到另一個值的電壓，控制電路被設置成改變該電壓，使得電壓變化率受到限制以便避免界面的振蕩，從而以連續的方式調節界面處入射波的折射。這使得在透鏡處於從一個折射值到另一個折射值的調節期間使用透鏡成為可能，因為界面形狀將在調節期間的所有時間具有受控的形狀。電壓可以是連續的電壓或者只是關於步長和階躍的時間擴展受控的離散逐步(數字)電壓。所述透鏡系統具有若干應用，例如在醫學領域，例如用於「即時」高速超聲成像，或者用於超聲消融應用，其中可以在調節透鏡以遵循預定義軌跡期間執行消融。
文檔編號G02B3/14GK101896838SQ200880120917
公開日2010年11月24日 申請日期2008年12月10日 優先權日2007年12月14日
發明者A·T·弗南德茲, C·S·霍爾, J·F·休弗, S·凱珀, Y·S·施 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司