用于检测动脉位置以测量血流速度的相控阵列的制作方法

本公开大体涉及用于测量血流速度的系统和方法，并且特别地涉及用于使用相控阵列测量血流速度的系统和方法。

背景技术：

目前，不存在能够检测人类测试受试者的血压的非侵入式小型可穿戴传感器。非侵入式血液估计（estimation）具有许多医疗和个人益处。在很多情况下，如果在较长的时间段内监测血压，则检测人的应激水平可预防心脏病发作或避免倦怠（burnout）疾病。因此，需要一种能够估计血压的传感器，其使得能够在较长的时间段内监测血压。

本节中描述的测量原理的主要挑战之一将是以非常高的角分辨率找到动脉相对于换能器阵列的确切位置。对于血流速度测量，有必要精确地知道该角度，因此可以正确扫描动脉以实现最佳信号质量（snr）并最小化可穿戴装置中的功率。因此，将在本专利申请中提出一种能够以高的空间和角分辨率检测动脉的位置的新概念。

附图说明

图1描绘了根据本公开的一个实施例的超声压电换能器10。

图2描绘了用于使用图1的压电换能器10检测血流速度和测量血压的系统30的实施例。

图3描绘了供与图2的系统一起使用的压电换能器的替代实施例。

图4描绘了供与图2的系统一起使用的压电换能器的另一个替代实施例。

图5描绘了用于相控换能器阵列的1×n换能器元件阵列。

图6描绘了用于相控换能器阵列的n×1换能器元件阵列。

图7描绘了用于相控换能器阵列的m×n换能器元件阵列。

图8是具有沿着阵列的x轴的波束转向（beamsteering）的相控换能器阵列的示意性描绘。

图9是具有沿着阵列的y轴的波束转向的相控换能器阵列的示意性描绘。

图10是相控换能器阵列的示意性描绘，其描绘了换能器的测量角度。

图11描绘了用于相控换能器阵列的换能器元件的实施例。

图12示意性地描绘了相对于血管未对准的相控阵列换能器。

图13示意性地描绘了图12的相控阵列换能器的侧视图。

图14是具有微机械调节构件的压电换能器的俯视图。

图15是图14的换能器的第一侧的立视图。

图16是图14的换能器的第二侧的立视图。

图17示出了处于第一倾斜位置中的图14的压电换能器。

图18示出了处于第二倾斜位置中的图14的压电换能器。

图19是组合式多输入多输出（mimo）阵列和相控阵列血流速度检测系统的框图。

图20是图19的组合式多输入多输出（mimo）阵列和相控阵列血流速度检测系统的双站（bistatic）版本的示意图。

具体实施方式

出于促进理解本公开的原理的目的，现将参考在附图中图示并在以下书面说明书中描述的实施例。要理解的是，并不旨在由此限制本公开的范围。应进一步理解的是，本公开包括对所图示的实施例的任何变更和修改，并且包括如由本公开所属领域的普通技术人员将通常想到的对本公开的原理的进一步应用。

图1中描绘了根据本公开的一个实施例的超声压电换能器10。超声压电换能器10包括压电基底12、上电极14和下电极16。压电基底12由任何合适的压电材料形成，包括例如锆钛酸铅或氮化铝。如果传感器装置的制造涉及cmos工艺，则可有利地使用氮化铝，因为氮化铝与cmos工艺兼容。

上电极14和下电极16由导电金属形成，诸如铝、铝合金、铂、钽、或任何其他合适的导电金属。如图1中示意性地描绘，上电极14和下电极16被构造成电连接到信号控制系统18，该信号控制系统包括信号产生和/或接收部件。

压电换能器10支撑在载体基底20上。载体基底20用作压电换能器10的载体，并且还用作用于将由压电换能器10产生的信号耦合到下层皮肤和组织的耦合构件。基底20包括下表面22和上表面24。基底20的下表面22被构造成抵靠平坦表面26（诸如，患者身体上的平坦的皮肤区域）放置。上表面24位于基底的与下表面22相对的一侧上，并且是压电换能器10所附接到的大致平坦的表面。

上表面24被构造成使压电换能器10相对于平坦表面26以固定的非零角度定向。为此，以导致基底20的上表面24相对于基底20的下表面22以预定角度α倾斜的方式制造基底20。预定角度α对应于由换能器发射的超声信号或超声波的期望的入射角度。

入射角度是由基底20的下表面22或由平坦表面26限定的平面和垂直于换能器10的平坦表面并与该平面相交的线l之间的角度。基底的上表面24被构造成使压电换能器以预定入射角度α定向，该预定入射角度大于0°且小于90°。预定入射角度α使得单个压电换能器10能够用于基于多普勒效应来确定血流速度（下文更详细地解释）。

除了相对于平坦表面26以固定的入射角度α支撑换能器10之外，基底20还被构造成用作用于在压电换能器10和其上放置有基底的下层皮肤之间耦合超声信号的耦合构件。优选地，基底20由滑石陶瓷（steatiteceramic）形成，因为滑石陶瓷产生到皮肤的干燥过渡。替代地，可使用任何合适的基底材料。

图2描绘了用于使用图1的压电换能器10检测血流速度和测量血压的系统30的实施例。系统30是双站系统，包括单个超声压电发射器10a和单个超声压电接收器10b。发射器10a和接收器10b各自具有相同的入射角度α，并且相对于彼此镜像对称地布置。在一个实施例中，发射器10a和接收器10b并入到壳体28中，该壳体将发射器10a和接收器10b相对于彼此保持在固定位置处。壳体28可被构造为手持式装置壳体和/或可并入到可穿戴物品中，该可穿戴物品可以戴在用户身体的一部分（诸如，用户的手臂、腿部或胸部）上。

系统30包括电连接到压电发射器10a的信号发生器32。信号发生器32被构造成致动（actuate）压电发射器10a以产生期望的超声信号38。为了利用多普勒效应来确定血流速度，信号发生器32被构造成致动压电发射器10a从而以预定频率以脉冲或连续波方式发射超声信号。在一个实施例中，预定频率在2mhz至10mhz的范围内。在一个特定实施例中，预定频率大约为4mhz。

超声信号以取决于换能器10a的入射角度α的角度被导引朝向血管36并被血管36反射。压电接收器10b接收经反射的超声信号40并将该信号转换成对应的电信号。信号处理器34电连接到压电接收器10b，并且被构造成处理电信号以确定血管中的血流速度。

在一个实施例中，信号处理器34被构造成评估来自压电接收器10b的电信号以基于多普勒效应来确定径向血流速度。例如，接收到的信号40由于血细胞的移动而具有多普勒频移。信号处理器被构造成确定接收到的信号的多普勒频移并根据多普勒频移来计算径向血流速度。信号处理器可被构造成以本领域中已知的任何合适的方式从多普勒频移确定径向血流速度。

信号处理器还可被构造成确定血管内的血压值。如本领域中所已知的，血管中的血流速度和血压之间存在直接关系。因此，一旦确定了血流速度，也就可以确定血压的估计值。信号处理器可被构造成以任何合适的方式从血流速度确定血压值。

为了致动压电换能器10a、10b并处理接收到的信号，信号产生和处理装置32、34可包括处理器（未示出），诸如中央处理单元、专用集成电路（asic）、现场可编程门阵列（fpga）装置、或微控制器。处理器可被构造成执行存储在存储器（未示出）中的编程指令。

现参考图3，描绘了压电换能器10'的替代实施例，其可与图2的血流速度检测和血压测量系统30一起使用。图3的压电换能器10'是分布式压电换能器。分布式压电换能器10'通过沿一个维度将图1的压电换能器10分成多个单独的较小换能器42而形成。多个换能器42连接在一起成一行并作为单个压电换能器操作。

如图3所描绘的，换能器元件42中的每一者被提供在单独的基底上，该基底优选地由滑石陶瓷形成。基底20中的每一者的上表面24是平坦表面，其布置成以与图1中的基底20的上表面22相同的方式提供大于0°且小于90°的入射角度α。因为换能器元件42小于图1的换能器10，所以分布式换能器10'可以具有与图1的单个元件换能器10相同的有效宽度，同时与图1的换能器10相比使得能够显著降低高度h。因此，可以利用分布式换能器实现更高的入射角度，而不会导致换能器的总高度显著增加。

在图3的实施例中，多个换能器42形成一行换能器，即1×n阵列，其中n是换能器元件的数目（在这种情况下为五个）。换能器42中的每一者在相同的方向上以相同的入射角度α定向。在替代实施例中，换能器42可以设有不同的入射角度并且可以在不同的方向上定向。图4描绘了分布式换能器10"的实施例，该分布式换能器具有在两个不同的方向上定向的换能器元件42a、42b。在该实施例中，换能器元件42a、42b中的每一者被构造成具有相同的入射角度。图4的换能器10"可被构造为双站系统，其中元件42a被集合在一起以用作发射器，并且元件42b被集合在一起以形成接收器。在另一个示例（未示出）中，换能器元件可布置成形成金字塔结构，其中四个换能器元件在四个不同的方向上以相同的入射角度定向。

为了避免不同换能器元件42之间的耦合，可将隔离层44添加到基底20的边缘上以阻尼或反射来自相邻换能器元件42的超声信号。图1中描绘了换能器上的隔离层44的示例。可将任何合适类型的材料用于隔离层44。

现参考图5至图10，描绘了用于检测血流速度和测量血压的系统30的另一个实施例。在图5至图10的实施例中，系统45包括用于产生和接收超声信号的相控换能器阵列46，所述超声信号用于检测动脉位置和测量血流速度。

相控换能器阵列46包括布置在基底上的压电换能器元件48的阵列。换能器阵列46可包括沿阵列的x轴和y轴的任何数目的元件。例如，该阵列可包括沿x轴具有一个元件并且沿y轴具有n个（在这种情况下为五个）元件的1×n换能器阵列（如图5中所描绘），或者该阵列可包括n×1阵列（如图6中所描绘），其中沿x轴提供n个元件（在这种情况下为五个）并且沿y轴提供一个元件。一个维度具有单个元件的换能器阵列也被称为换能器行。阵列46还可包括换能器的m×n阵列，其中m是沿阵列的x轴的元件数目且n是沿阵列的y轴的元件数目，并且m和n大于1。在图7中，阵列是换能器元件48的5×5阵列。

参数p是一个换能器元件48的中心和相邻换能器元件48的中心之间的节距。距离p有利地小于由阵列发射的信号的波长的一半。信号的波长由下式给出：

其中λ是信号的波长，v是超声速度（对于pzt：v≈3200m/s，对于人体组织：v≈1560m/s），并且f是信号的频率。为使换能器阵列在大约4mhz的频率操作，波长大约为0.80mm。因此，在这种情况下，节距p应大约为400μm。

在一个实施例中，每个换能器元件48具有基本上相同的尺寸和形状，其中每个元件的形状为矩形或方形。阵列46中的换能器元件48被同时馈送有来自相位控制系统62的电信号，这致使每个换能器元件48发射超声信号或超声波。

如本领域中所已知的，可控制被馈送到不同元件的信号的相位，使得阵列的有效辐射方向图（pattern）在期望的方向上被加强并且在不期望的方向上被抑制，使得辐射方向图的主波瓣或波束沿期望的方向指向。通过调节馈送到元件的信号的相位，可在称为波束转向的过程中改变波束的方向。因此，可调移相器（未示出）与阵列46中的每个元件48相关联，这使得馈送到换能器元件48的电信号的相位能够发生相移。

如图8中所描绘的，沿x轴（即，平行于血管的纵向维度和血流方向的轴）具有多于一个元件48的相控阵列46使得能够沿x轴进行波束转向。这使得能够调节波束的角度分量θ。角度分量θ控制波束相对于血管36的入射角度。类似地，沿y轴（即，垂直于血管和血流方向的轴）具有多于一个元件48的相控阵列46使得能够沿y轴进行波束转向，如图9中所描绘的那样。这使得能够调节角度分量φ。在角度分量θ被设定为换能器46的入射角度的情况下，沿y轴扫描波束可以用于找到血管36所位于的位置处的测量角度φv，如图10中所描绘的那样。

相控阵列控制系统62用于控制换能器元件48的相移以在期望的方向上产生波束。控制系统62包括处理器（未示出），诸如中央处理单元、专用集成电路（asic）、现场可编程门阵列（fpga）装置、或微控制器。处理器可被构造成执行存储在存储器（未示出）中的编程指令。这些指令包括用于相移和/或用于实施一个或多个波束转向算法的指令。

图11中描绘了用于相控换能器阵列中的换能器元件48的实施例。类似于图1的换能器，换能器元件48包括压电基底50、上电极52和下电极54。压电基底50由任何合适的压电材料形成，包括例如锆钛酸铅或氮化铝。上电极52和下电极54由导电金属形成，诸如铝、铝合金、铂、钽、或任何其他合适的导电金属。

换能器元件48支撑在载体基底56上。载体基底56用作换能器元件48的载体，并且还用作用于将超声信号耦合到下层皮肤和组织的耦合构件。基底56包括下表面58和上表面60。下表面58被构造成抵靠平坦表面26（诸如，患者身体上的平坦的皮肤区域）放置。上表面60位于基底的与下表面58相对的一侧上，并且是换能器元件48附接到的大致平坦的表面。

为了避免阵列46的不同换能器元件48之间的耦合，可将隔离层64添加到基底56的边缘上以阻尼或反射来自相邻换能器元件48的超声信号。可将任何合适类型的材料用于隔离层64。

上表面60被构造成使换能器元件48相对于皮肤的表面26定向。对于二维阵列（诸如，图7中所描绘的二维阵列），可以使用波束转向来调节角度分量θ，因此对于换能器来说固定的入射角度不是必需的。因此，换能器可以布置成平行于表面26，这导致换能器基本上平躺在基底上。

在系统45的一个实施例中，换能器元件48的入射角度被设定为固定值，该固定值使得能够确定血流速度的径向分量。这可以通过用静态的、相移的电信号致动换能器元件48来实现，所述电信号致使波束以期望的入射角度发射。沿y轴形成阵列的换能器元件使得能够使用波束转向来定位血管36所位于的位置处的测量角度φv（图10）。在该实施例中，系统可被构造为双站系统，诸如图2中所描绘的双站系统，其中一个相控换能器阵列被构造为发射器并且一个相控换能器阵列被构造为接收器。

在替代实施例中，相控阵列46可被提供为沿x轴具有单个元件宽度的换能器行，以减少阵列所需的元件的数目。在该实施例中，每个元件48的入射角度是固定的，以使得能够确定血流速度的径向分量。这可以以与图1的实施例中相同的方式实现，例如，通过使基底的上表面以期望的入射角度定向。

相控阵列换能器的使用使得能够校正换能器阵列46相对于血管36的未对准。例如，图12描绘了相控换能器阵列46，其相对于血管36未对准一角度β。为了在确定径向血流速度期间补偿未对准，必须确定角度β。这可以使用三角测量方法（triangulationmethod）来完成。更具体地，可使用角度θ来确定角度β，角度θ对应于入射角度和角度φ，角度φ与血管36所位于的位置处的测量角度有关。

参见图12和图13，为了确定未对准角度β，以第一角度θ1致动相控换能器阵列46，并且识别血管36所位于的位置处的测量角度φ1。然后，将波束转向到第二角度θ2，并识别血管36所位于的位置处的测量角度φ2。然后，可以确定处于第一测量角度φ1和第二测量角度φ2时的到血管36的距离，这使得能够识别血流方向。因为阵列46的中心轴线是已知的，所以可以确定未对准角度β使得可以在计算血流速度的径向分量时补偿未对准角度β。

作为利用相移的波束转向的替代方案，可使用微机械机构以在补偿换能器相对于血管的未对准时调节换能器的入射角度和/或测量角度。图14至图16中描绘了具有微机械调节机构的压电换能器的实施例。如所描绘的，压电换能器70包括压电基底72、上电极74和下电极76。上电极74和下电极76由导电材料（诸如，多晶硅）形成。压电基底72由合适的压电材料形成，诸如锆钛酸铅或氮化铝。

换能器70包括相控阵列46（诸如，图5至图10中所描绘的相控阵列）的元件。换能器70支撑在载体基底78上，该载体基底可由硅形成，不过可使用任何合适的材料。换能器70通过微机械调节系统80悬挂在基底78之上，该微机械调节系统使得换能器70能够绕枢转轴线p在第一倾斜位置（图17）和第二倾斜位置（图18）之间枢转。微机械调节系统80包括一个或多个间隔件82、84，所述间隔件82、84被构造成将换能器70与基底72间隔开以在基底78和下电极76之间形成间隙g。

在图14至图16的实施例中，调节系统80包括第一间隔件82和第二间隔件84。如图14中所描绘的，第一间隔件82在接近基底78的第一拐角处定位在其上定位有换能器70的区域的外部，并且第二间隔件84定位在接近与第一拐角相对的第二拐角处，并且定位在其上定位有换能器70的基底区域的外部。

第一间隔件82和第二间隔件84分别通过第一支撑臂86和第二支撑臂88连接到换能器70。第一支撑臂86从第一间隔件82的上部部分延伸并连接到换能器70的上电极74，并且第二支撑臂88从第二间隔件84的上部部分延伸并连接到换能器70的下电极76。第一间隔件82和第二间隔件84以及第一支撑臂86和第二支撑臂88由导电材料（诸如，多晶硅）形成，并且分别用于将上电极74和下电极76电连接到控制和读出电路。

通过被提供在基底78的上部部分上或该上部部分中的设定电极90、92来控制换能器70到第一倾斜位置和第二倾斜位置的倾斜。设定电极90、92由导电材料（诸如，多晶硅）形成。在图15的实施例中，在形成于基底78的上表面96上的绝缘体层94中形成设定电极90、92。绝缘体层94由绝缘材料（诸如，二氧化硅）形成。

设定电极包括第一设定电极90和第二设定电极92。第一设定电极90位于基底78上，处于换能器70的第一侧部分98下方，该第一侧部分定位在枢转轴线p的第一侧上。第二设定电极92位于基底78上，处于换能器70的第二侧部分100下方，该第二侧部分定位在枢转轴线p的第二侧上。第一设定电极90和第二设定电极92通过绝缘体层94彼此隔离。

如图15中示意性地描绘的，倾斜控制系统102电连接到第一设定电极90和第二设定电极92。倾斜控制系统102被构造成选择性地将偏置电压施加到设定电极90、92以用于致使换能器70枢转到第一倾斜位置和第二倾斜位置。

当倾斜控制系统102将偏置电压施加到第一设定电极92时，在换能器的第一侧部分98上在第一设定电极90和下电极76之间产生电位差，该电位差致使换能器70的第一侧部分98朝向基底78被向下吸引。当第一侧部分98向下移动时，换能器70朝向第一倾斜位置（图17）枢转，从而导致换能器70的第二侧部分100向上移动而更远离基底78。

当倾斜控制系统102将偏置电压施加到第二设定电极92时，在换能器70的第二侧部分100上在第二设定电极92和下电极76之间产生电位差，该电位差致使第二侧部分100朝向基底78被向下吸引。当第二侧部分100向下移动时，换能器70朝向第二倾斜位置（图18）枢转，从而导致换能器的第一侧部分98向上移动而更远离基底78。

当偏置电压被施加到第一设定电极90时，换能器70枢转直到第一侧部分98接触基底78或基底78上的绝缘体层94。换能器70在第一侧部分98接触基底78时的取向对应于第一倾斜位置（图17）。当偏置电压被施加到第二设定电极90时，换能器70枢转直到第二侧部分100接触基底78或基底78上的绝缘体层94。换能器70在第二侧部分100接触基底78时的取向对应于第二倾斜位置（图18）。在替代实施例中，其他结构可并入到基底和/或下电极的底部上，以用作用于限制换能器朝向基底的移动并设定第一倾斜位置和第二倾斜位置的止动件。

在无偏置状态下，换能器70定向成基本上平行于基底78的上表面96（如在图15和图16中可以看出），这导致换能器70相对于血管具有基本上为0°的入射角度。当换能器处于第一倾斜位置中时，换能器70在第一方向上以大于0°且小于90°的入射角度α定向。当换能器70处于第二倾斜位置中时，换能器70在相反方向上以相同的入射角度α定向。在替代实施例中，换能器的入射角度在第一倾斜位置和第二倾斜位置中可不同。这可通过将不对称止动件或限制结构并入到装置上来实现，以限制换能器在不同倾斜方向上的不同程度的移动。

微机械调节系统80可以用于以与上文关于图5至图10的相控阵列换能器所描述的方式类似的方式补偿换能器70相对于血管30的未对准。在该实施例中，经由微机械调节系统80通过将偏置电压施加到适当的设定电极90、92来机械地实现换能器70到角度θ1和θ2的移动。然后，使用利用相移的波束转向以针对角度θ1和θ2找到血管所位于的位置处的测量角度φ1、φ2。然后，可以确定在第一测量角度φ1和第二测量角度φ2时的到血管的距离，这使得能够识别血流方向。因为阵列的中心轴线是已知的，所以可以确定未对准角度β，使得可以在计算血流速度的径向分量时补偿未对准。

在图14至图18的实施例中，因为机械地调节入射角度，所以不需要波束转向来重定向波束，因此换能器阵列沿x轴需要较少的换能器。因此，在一个实施例中，换能器阵列沿x轴具有对应于一个换能器元件的宽度。沿y轴的换能器的数目可以是任何合适的数目，其提供期望的角分辨率和孔径尺寸以用于找到血管所位于的位置处的测量角度。

图14至图18的实施例的微机械调节系统80被构造成使得能够仅机械地调节换能器的一个角度。在替代实施例中，机械调节系统可被构造成使得能够仅机械地调节换能器的测量角度，同时使得能够通过利用相移的波束转向来调节入射角度。

在另一个替代实施例中，微机械调节系统可被构造成使得能够机械地调节换能器的入射角度和测量角度两者。换能器阵列包括压电换能器元件阵列，诸如图5至图7中所描绘的压电换能器元件阵列。阵列可包括1×n阵列、n×1阵列、或m×n阵列。

在该实施例中，调节系统和换能器可被构造成类似于双轴微镜，以使得换能器能够绕两个垂直轴线倾斜。该实施例完全消除了对移相器的需要，因为不需要波束转向来调节换能器的角度。

图19中描绘了用于检测血流速度和测量血压的系统108的另一个实施例。在该实施例中，系统的压电换能器布置被构造成实施多输入多输出（mimo）超声换能器阵列和相控换能器阵列两者。系统包括至少一个超声换能器阵列110、相控阵列控制系统112和mimo阵列控制系统114。

换能器阵列110可包括沿阵列的x轴和y轴的任何数目的元件。例如，阵列可包括1×n阵列、n×1阵列、或m×n阵列，如分别在图5至图7中所描绘的阵列。阵列中的元件也可在任一方向上彼此移位、交错或偏移。

系统108可包括单站系统，其中换能器阵列110用于既发射又接收超声信号。替代地，系统可包括如图20中所描绘的双站系统。在双站系统中，第一超声换能器阵列110a用作系统的发射器，并且第二超声换能器阵列110b用作系统的接收器。

用于发射的换能器可操作地耦合以接收来自相控阵列控制系统112a和mimo阵列控制系统114a的电信号。用于接收的换能器将电信号输出到相控阵列控制系统112b和mimo阵列控制系统114b。相控阵列控制系统112b和mimo阵列控制系统114b被构造成使用本领域中已知的各种技术和算法来处理电信号以确定关于血管的信息。

阵列的压电换能器元件可以具有与上文所讨论的实施例的换能器元件中的任一者相同的构型。使用图11的换能器元件作为示例，阵列的每个换能器元件包括压电基底50、上电极52和下电极54。上电极52和下电极54由导电材料（诸如，多晶硅）形成。压电基底50由合适的压电材料形成，诸如锆钛酸铅或氮化铝。在一个实施例中，每个换能器元件具有基本上相同的尺寸和形状，其中每个元件的形状为矩形或方形。

为了在换能器阵列作为相控阵列操作时避免栅瓣（gratinglobe），阵列中相邻元件的中心之间的节距有利地小于由阵列发射的信号的波长的一半。如上所述，为使换能器阵列在大约4mhz的频率操作，波长大约为0.80mm。因此，节距应大约为400μm。

相控阵列控制系统112a被构造成向发射换能器供应相同的电信号或波形，利用相移和振幅设定在期望的方向上导引超声波束。使用多个换能器来发射和接收相同的信号导致显著的换能器增益和良好的信号质量。

mimo阵列控制系统114a被构造成向发射换能器中的每一者供应任意波形。为此，mimo阵列控制系统114a包括用于换能器中的每一者的波形发生器（未示出）。波形发生器被构造成针对换能器中的每一者产生不同的波形。这些波形可以或者彼此相关或者彼此不相关，并且可以在时域、谱域和/或空间域中分离。这些波形彼此不干扰也是重要的。实现此目的的一种方式是使用时分多路复用（tdm）切换式mimo。

每个接收换能器接收来自发射换能器中的每一者的反射信号。由于波形不同，反射信号可以与发射它们的发射换能器相关联。n个换能器的发射阵列和k个换能器的接收阵列导致了来自k+n个元件的k×n虚拟阵列。这使得mimo阵列能够具有相比对应的相控阵列大的虚拟孔径和更高的分辨角。

相控阵列控制系统和mimo阵列控制系统可各自包括处理器（未示出），诸如中央处理单元、专用集成电路（asic）、现场可编程门阵列（fpga）装置或微控制器。处理器可被构造成执行存储在存储器（未示出）中的编程指令。这些指令包括用于相移和/或用于实施一个或多个波束转向算法的指令。

血流速度检测系统108包括切换装置116a、116b，所述切换装置被构造成分别在相控阵列控制系统112a、112b和mimo阵列控制系统114a、114b之间切换至发射阵列110a的输入以及接收阵列110b的输出，使得这些换能器阵列可以根据需要作为相控换能器阵列和mimo换能器阵列两者操作。可将任何合适的切换构型和/或方法用于切换装置116a、116b。

在操作中，首先将至换能器阵列的输入切换到mimo阵列控制系统114，使得换能器阵列110作为mimo换能器阵列操作。mimo阵列控制系统114向发射换能器110a供应任意不同的波形，这致使换能器发射大致在血管的方向上被导引的超声信号。反射信号由接收换能器110b接收。mimo阵列控制系统114评估接收换能器的输出以定位血管。

然后，将至换能器阵列110a、110b的输入切换到相控阵列控制系统112a、112b，使得换能器阵列作为相控换能器阵列操作以利用相控换能器阵列的高的换能器增益和更好的信号质量，并且因为可以通过利用相移的波束转向来导引入射和出射波束。

组合式mimo阵列和相控阵列血流速度检测系统的一个目的是避免使用高分辨率算法，诸如多重信号分类（music）算法。为实现这一点，换能器可作为稀疏（sparse）换能器阵列致动。通过省略一些换能器元件以免被致动以产生超声信号，换能器阵列可作为稀疏阵列操作。在一个实施例中，可省略换能器以免作为mimo换能器阵列的一部分以随机模式被致动，使得在阵列中的元件之间提供不同的节距或间距。稀疏间距允许甚至更大的虚拟孔径尺寸，这继而导致更高的角分辨率。这使得有机会实现更好的空间/角分辨率并且进行更好的角度估计，使得以更大的准确度定位血管。

虽然已在附图和前面的描述中详细图示和描述了本公开，但是应将上述内容视为在性质上是说明性的而非限制性的。应理解，仅呈现了优选实施例，并且期望保护在本公开的精神内的所有改变、修改和进一步的应用。