本公开涉及医学诊断超声系统，并且具体涉及具有针对不同换能器探头阵列的微波束形成器的超声系统，例如多频率换能器探头。
背景技术：
由脉冲回波超声系统制成的图像是利用从超声脉冲或超声波传播到体内的返回的回波形成的。因此，超声进行如下的往返：从探头到像场中的一个点，从所述点回波将反射回探头。往返的时间提供了图像中回波信号的空间位置。脉冲的超声能量及其回波持续地被它们行进通过的组织衰减和散射，这对于接收低水平回波信号需要很好的灵敏度。然而，衰减对于所有超声信号并不均匀。更高的频率随着它们通过组织而被更快地衰减。此外，更高的频率产生最佳分辨率并因此产生更好的图像。在所有情况都相同时，优选的是对所有成像使用较高频率的探头，但较高频率超声的更快衰减要求较高成像频率仅用于几厘米深度的浅成像。对于更深的深度，例如大多数腹部成像所必需的，使用更低频率的探头，其将在更深处成像但具有更小的图像分辨率。已经努力解决这一物理限制，例如区域聚焦。在区域聚焦中，利用高频超声在浅层深度的聚焦，在浅的深度采集第一图像。然后，利用更低频率的超声在更深的深度聚集，在更深的深度采集第二图像。这两个“区域”，浅和深，然后联合在一起被显示，作为在整个深度范围延伸的一幅图像。组合图像将展示在使用较高频率的较浅深度处的良好的分辨率，并且展示出比单独的高频图像更大的深度，但是通过添加较深的低频图像而具有较低的分辨率。但是这种技术的一个后果是它需要采集两幅图像，这会使采集完整图像的时间增加一倍，并且因此使实时成像的显示帧速率减半。因此，希望有一种能够在浅和较深的深度都成像并且没有多区域聚焦成像的帧速率损失的探测器。
技术实现要素：
在一些方面中，本公开提供了一种超声系统，其可以包括超声探头，所述超声探头包括换能器元件的第一阵列，换能器元件的第二阵列，以及定位于探头中并且耦合到换能器元件的所述第一阵列和所述第二阵列的微波束形成器专用集成电路(asic)。所述微波束形成器asic包括多个通道。每个通道可以包括：耦合到所述第一阵列的换能器元件的第一发射器，耦合到所述第二阵列的换能器元件的第二发射器，以及选择性地耦合到所述第一阵列的所述换能器元件、所述第二阵列的所述换能器元件或两者的接收器。在一些方面中，所述第一阵列可以包括高频换能器元件，并且所述第二阵列可以包括低频换能器元件。所述接收器可以通过第一发射/接收(t/r)开关选择性地耦合到所述第一阵列的所述换能器元件，并且通过第二t/r开关选择性地耦合到所述第二阵列的所述换能器元件。所述第一t/r开关和所述第二t/r开关可以通过第三开关(rxswb)选择性地相互耦合。并且，第四开关(rxswnxt)可以被包括并且被配置为选择性地将微波束形成器asic的多个通道中的一个通道的接收器耦合到另一个通道的接收器。
在特定方面中，所述接收器可以包括tgc放大器和/或时间延迟。所述第一发射器和所述第二发射器可以分别包括高电压发射器，并且所述接收器可以包括低电压接收器。第一t/r开关和第二t/r开关可以包括被配置为在由换能器元件接收回波信号期间动态地闭合的开关。换能器元件的第一阵列和第二阵列可以在方位方向上延伸，并且在海拔方向上彼此相邻。换能器元件的第三阵列可以在方位方向上延伸并且被定位为在与所述第二阵列相反的一侧上与所述第一阵列相邻，并且所述第二发射器可以耦合到换能器元件的所述第三阵列。换能器元件的所述第一阵列可以安装在所述探头的第一远端处，并且换能器元件的所述第二阵列可以安装在所述探头的第二远端处。安装在探头的一侧上的第一阵列可以包括高频率换能器元件，并且安装在所述探头的不同侧上的第二阵列可以包括低频率换能器元件。所述探头可以包括被配置为选择性地操作所述第一t/r开关和所述第二t/r开关以及所述第三开关(rxswb)的控制逻辑。所述控制逻辑以及所述第一发射器和所述第二发射器可以被配置为响应于由主超声系统提供的通道数据而选择性地操作。
附图说明
在附图中：
图1以框图形式图示了根据本公开的原理构造的超声诊断成像系统。
图2以框图形式图示了以多个频率发射和接收超声的微波束形成器asic的通道。
图3以框图形式示出了图2的微波束形成器asic的接收配置。
图4图示了具有专用高频和低频换能器的超声探头。
图5a和图5b图示了具有适合与本公开的多频率微波束形成器asic一起操作的高频和低频换能器元件的单个换能器阵列。
具体实施方式
根据本公开的原理，超声探头具有被配置为从不同阵列发射超声的微波束形成器asic(专用集成电路)。例如，微波束形成器asic可用于从超声探头中的多个阵列发送和接收回波信号。所述多个阵列可以包括例如弯曲阵列、扇形阵列和/或线性阵列。不同的阵列可以在不同的频率下工作，例如，在高频和低频下工作。多个频率的传输可以从不同的阵列顺序地或同时地生成。例如，一个阵列可以在一个时间点传输较高频率的超声，并且第二个阵列可以在稍后的时间点传输较低频率的超声。在一些实施例中，可以同时传输较高频率和较低频率的超声。在一些示例中，利用专用高频换能器和专用低频换能器以及在同一发射-接收周期期间同时致动的高频和低频换能器元件来描述探头实现方式。本文中所描述的超声系统例如使得临床医师能够利用相同的探头执行高频和低频成像，并且在单个发射-接收周期内并且在高帧率下形成在整个景深范围内的良好分辨的图像显示。
注意，高频和低频一般是相对于彼此描述的，所以相比于发射较低中心频率的低频阵列，高频阵列将发射更高的中心频率。换能器元件的阵列被配置为在与特定中心频率相关的带宽上发射和接收超声。例如，“高频”的范围可以从3-7mhz(中心频率在5mhz的80％带宽)。“低频”的范围可以从2-4.5mhz(中心频率在3.2mhz的78％带宽)。其他范围也是可用的，但两个频率范围可以交叠，以便可以由具有不同频率特性的阵列接收感兴趣回波。类似地，“高电压”是指几十伏的电压，例如大于+30v或小于-30v的电压。在一些情况下，高电压设备为+35v或-35v电源。“低电压”是指单位数的电压，例如1.5v至5v。在一些情况下，低电压是3.3v或5v。
首先参考图1，以方框图的形式示出了根据本公开的原理构建的超声系统。提供超声探头10，该超声探头10能够通过其手柄部分8被握持以抵靠患者身体从而在接触点之下对解剖结构成像。探头远端6处的阵列换能器在身体的二维或三维区域上沿着被称为波束方向的方向发射聚焦的脉冲或波。该区域在图1中被示为扇形平面12。响应于每次发射，回波从组织、血液和结构沿着波束方向返回，并且回波通过波束形成被处理以形成从沿着波束接收到的一系列图像信号。以这种方式用一系列相邻波束扫描图像区域12以在整个图像区域上采集图像信号，并且通过检测和扫描转换来进一步处理这些信号以创建图像区域的解剖结构的图像。
探头10包含微波束形成器asic，换能器阵列的元件耦合到该微波束形成器asic，下面对其进行进一步详细描述。微波束形成器激励阵列的元件以发射期望的波束并且还接收和处理由换能器元件接收的回波以形成相干回波信号。微波束形成器可以执行全部接收波束形成，或者可以进行部分波束形成，其由系统波束形成器14完成。主超声系统可以与探头一起被包含在相同的或分别的电路上，或者主超声系统可以是经由线缆耦合到探头的分别的单元。如图所示，探头通过线缆4连接到主系统，线缆4将来自主系统的控制信号耦合到探头中的微波束形成器，并且还将来自微波束形成器的波束形成的接收信号耦合到系统波束形成器。在接收的信号已经完全波束形成之后，它们被耦合到信号处理器16，信号处理器16执行诸如抽取、滤波、谐波分离和信号复合的功能。经处理的信号被耦合到图像处理器18，图像处理器18通过诸如幅度或多普勒探测和扫描转换之类的处理将它们形成为图像。所形成的图像被显示在图像显示器20上。
在图2中以框图形式示出了本公开的微波束形成器asic30。微波束形成器被构造为多个通道32，图中示出了其中一个通道。其他相同的通道在32’处表示。每个通道可以控制换能器阵列的一个或多个元件。在图2的实施中，图示的通道32被示出为控制两个换能器元件elea和eleb。移位寄存器和逻辑电路34从主系统接收通道数据，该通道数据针对临床医师期望的图像指示通道如何发送超声并处理接收到的超声信号。通道数据控制两个发送控制电路36a和36b，它们确定发送的脉冲或波形的性质，例如其频率，以及每个发送控制电路发送脉冲或波形的时间。适当的波形由高电压发射器40a和40b放大，高压发射信号被施加到换能器元件elea和eleb。通道数据的一部分被用于控制包括聚焦控制电路38的通道的接收电路。聚焦控制电路38使得tgc放大器42能够开始放大来自耦合到该通道的一个或多个换能器元件的接收回波信号。聚焦控制电路还通过延迟电路44来设置要施加到接收到的回波信号的延迟，以便将接收到的信号与由微波束形成器30的其他通道接收的回波信号组合进行正确的聚焦。由tgc放大器施加的增益作为回波从沿光束增加的深度被接收，由tgc电路控制。通道数据的一部分被加载到移位寄存器52中，该寄存器由计数器54使用以调节tgc回转滤波器56。随着从换能器元件接收到回波，得到的tgc信号用于动态控制tgc放大器的增益。tgc电路因此根据由临床医师选择的tgc特性来施加时间增益控制信号。
放大的和延迟的接收信号被放大器46缓存以用于施加到线缆驱动器48，线缆驱动器48生成电压以驱动线缆4的导体。多路复用器50将通道输出信号引导到适当的微波束形成器输出线路58，在那里它们与波束形成所需的其他通道的接收信号一起被加和在一起。加和信号arx通过线缆4的导体被耦合到主系统。
微波束形成器可以包括通电复位电路60，当电力首次施加到微波束形成器时，通电复位电路60将微波束形成器重置为初始状态。状态寄存器62累计来自通道的状态数据，其作为sco数据返回给系统，以通知主超声系统关于微波束形成器30的操作状态。
微波束形成器通道32具有两个发射/接收(t/r)开关t/ra和t/rb，其被用于：当发射器36a和36b正在向换能器元件施加高电压发射信号时，通过断开换能器元件和tgc放大器之间的连接来保护tgc放大器42的输入。t/r开关还用于从两个元件中选择接收信号以用于接收处理。当t/ra闭合时，来自elea的接收信号被耦合到tgc放大器42。当t/rb和rxswb闭合时，来自eleb的接收信号被耦合到tgc放大器。当所有这三个开关闭合时，由两个换能器元件接收的信号被耦合到tgc放大器。第四开关rxswnxt被闭合以将由elea和/或eleb接收的信号耦合到其他通道的接收电路，在其处，它们可以与从其他换能器元件接收的信号组合而被处理。该rxswnxt开关还使得能够将在其他通道上接收的信号耦合到tgc放大器42的输入端，以便与在该通道上由元件elea和/或eleb接收的信号进行求和和并行处理。
图3示出了两个微波束形成器通道的接收信号电路，以说明由两个以上换能器元件接收的信号如何由微波束形成器组合和处理。左通道ch-n被耦合到两个换能器元件elea和eleb。t/r开关t/ra和t/rb由逻辑门70和72控制，以在高电压发射器(未示出)经元件脉冲以发射超声时打开，并且在发射后要接收回波信号时闭合t/r开关。t/r开关中的一个或两者可以闭合以选择用于接收的一个或两个元件。例如，当仅从元件elea接收回波时，仅在接收期间闭合t/ra开关。当仅从元件eleb接收回波时，t/rb开关和rxswbn开关(在rswb逻辑的控制下)闭合并且开关t/ra保持打开。接收可以以仅一个元件开始，其中，第二元件在接收期间耦合进来，用于动态扩展接收孔径，因为回波从身体的较深处接收。为了通过两个元件进行接收，所有三个开关都闭合以将接收到的信号耦合到前置放大器rx(例如，tcg放大器42)，通过启用信号preampen来启用前置放大器rx以进行接收信号处理。通道的前置放大器rx开始处理接收到的信号的时间由rexp逻辑控制。
当需要将来自elea和/或eleb的回波信号与来自其他通道的回波信号组合时，或者需要通过其他通道的前置放大器处理它们的信号时，开关rxswnxt由rswnxt逻辑控制。通道之间rxswnxt开关的连续系列使得elea和/或eleb的回波信号可以被引导至微波束形成器的任何其他通道。所示出的rxswnxt开关可以闭合以将来自elea和/或eleb的回波信号耦合到所示的第二通道ch-n+1的前置放大器，以便通过其前置放大器rxn+1单独处理或与来自元件elec的回波信号和eled组合处理。因此，例如，接收可以开始于来自元件elea的回波信号和稍后来自eleb的回波信号，随后来自元件elec且然后元件eled的回波信号相加，其中，开关rxswbn的闭合随后是开关rxswbn+1+。高电压t/r(a-d)开关的初始阶段在接收开始时将被闭合。根据阵列中元件的相对方向，该操作可以有助于动态扩展方位方向，海拔方向或两者的孔径。在这个过程中没有延迟的情况下，其对于在阵列中有一个透镜用于在视场中生成接收焦点时扩大上升中孔径可以是有用的。前置放大器的输出被耦合到求和节点，用于在时间延迟之后与来自其他通道的其他信号(例如图2中所示的求和节点线58)组合。
在特定方面中，本公开描述了一种可用于操作以不同频率操作的两个或更多个不同阵列的波束形成架构。在一些实施例中，换能器元件的第一阵列可以与第二阵列位于探头的同一端，并且第一阵列可以在较高频率下操作，而第二阵列在较低频率下操作。在特定实施例中，第一阵列可以定位在探头的与第二阵列相对的一侧，该第二阵列将声指向与第一阵列不同的方向。在一些实施例中，三个或更多个阵列可以在探头外壳上相对于彼此被定位在不同的位置处。这种情况下的每个阵列都可以配置为以不同的频率工作。例如，第一阵列可以在比第二阵列和第三阵列更低的频率操作，并且第二阵列可以在比第三阵列更低的频率操作。通过本文中描述的微波束形成器asic实现了将阵列布置在不同位置并且具有不同频率的灵活性。
图4图示了可以使用图2和图3的微波束形成器实现的双频率探头10。探头10具有两个远端，一个安装有低频阵列换能器80l并且另一个安装有高频阵列换能器80h。阵列被耦合到位于探头的手柄中的印刷电路板84上的微波束形成器asic30。每个阵列通过插入器82被耦合到微波束形成器，插入器82在一端被耦合到阵列的元件并在另一端被耦合到asic30。插入器在本领域中是公知的，如美国专利公开第2008/0229835号(davidsen等人)以及美国专利8330332(weekamp等人)在一些实现方式中，柔性电路也可以用于将换能器元件连接到微波束形成器asic。临床医师可以将探头的一个远端压靠患者的皮肤并进行低频成像，并且可以简单地重新定位探头以将另一个远端压靠患者以执行高频成像，全都无需更换探头。微波束形成器通道可以同时操作两个阵列，使用每个通道的一个发射器来驱动高频阵列80h，并且使用每个通道的另一个发射器来驱动低频阵列80l。来自两个阵列的图像可以显示在显示屏幕20上，或者仅有来自所选换能器的图像可以被显示。当临床医师按下控制面板上的“选择”按钮以选择换能器中的一个时，针对特定一组元件(即，低频或高频元件)的t/r开关在接收期间闭合以将由所选择的一组元件接收到的回波信号指向到系统波束形成器14、信号处理器16和图像处理器18，用于在显示屏幕上显示期望的图像。可以使用其他选择方法。例如，在一些实施例中，图像处理器18可以用于通过确定哪个阵列由于定位在患者上进行扫描而正在生成图像来自动识别哪个阵列是活动的。
一个替代的探头配置是将高频和低频阵列并排定位在具有一个远端的探头的远端6中，例如图1所示的探头10。
图5a和图5b示出了本公开的另一种探头实现方式，其中，元件的中央高频阵列sxth由微波束形成器通道32的一个发射器驱动，并且通道的另一个发射器驱动低频元件sxtl的两个在水平方向上定位的行，所述低频元件被定位于中央阵列的任一侧。图5a是通过换能器阵列的立面的截面图，其示出了定位于高频元件sxth的任一侧上的低频元件sxtl。如图5b中所示，元件的行沿方位方向延伸。如图所示，高频元件和低频元件具有不同的形状、尺寸和/或高宽比，在该示例中高频元件sxth比低频元件sxtl更薄。在元件之上是匹配层90，其使换能器元件阻抗与人体阻抗相匹配。接地平面gnd覆盖导电的匹配层，以出于患者安全将换能器元件的顶部电极接地。聚合材料的声学透镜覆盖接地面。高频换能器元件的底部电极通过导体hfele耦合到微波束形成器通道的高频发射器，并且低频换能器元件的底部电极通过导体lfele耦合到通道的低频发射器。该连接是用碳化钨中间层92制成的，它与匹配的层厚度一起使不同尺寸的换能器元件的换能器叠层的高度相等。
换能器元件可以以各种方式耦合到asic。在一些实施例中，换能器元件可以被耦合到阵列后面的柔性电路(例如，导体hfele和lfele)，柔性电路被耦合到连接器和容纳asic的pcb。在一些实施例中，换能器元件可以安装在微波束形成器asic30上，如图5b所示。在一些情况下，倒装芯片技术可用于将阵列安装到微波束形成器。电连接(其也将微波束形成器asic结合到换能器叠层)可以通过焊料凸块接合或用导电环氧树脂形成到asic的接合垫上。
在一些实施例中，高频阵列和低频阵列都可以在单个发射接收间隔处操作以形成利用低频阵列和高频阵列的性能特性的图像。由于单独的发射机用于低频和高频单元，因而两种类型的阵列的发射时间可以略微偏移，使得高频和低频阵列都在相同的景深处发射聚焦。由高频阵列接收到的回波可以用于在近场中形成图像，并且随着回波从更深的深度接收，用于低频阵列元件的低电压rxsw开关可以动态地闭合以利用接收来自低频元件的回波补充高频，从而将图像的景深延伸超过单独高频阵列可能的景深。因此，在相同的发射-接收周期期间利用高频和低频两者的图像可以提供展现出良好的近场分辨率和扩展景深并且在显示的帧速率方面没有任何损失的图像。