[发明专利]具有低频率、低电压数字微波束形成器的超声探头

说明书

超声探头(106)包含阵列换能器(101)以及被耦合到所述阵列的元件的微波束形成器。所述微波束形成器包括模拟ASIC(102)，其中，发射器和放大器被耦合到所述阵列(101)的元件。所述微波束形成器还包括：将接收到的回波信号转换成数字数据的模数转换器，以及位于数字ASIC(103)中的数字波束形成电路。数字ASIC(103)以比数字ASIC(103)的数字集成电路过程的频率低的核心频率计时，并且数字ASIC(103)以比数字集成电路过程被设计的电压低的电源电压来操作，这两者都降低了所述微波束形成器的功耗。

技术领域

本发明涉及医学诊断超声系统，并且具体涉及具有数字微波束形成器的超声探头。

背景技术

超声阵列换能器使用波束形成器来发射并且适当地延迟并求和从所述换能器阵列的元件接收到的超声回波信号。所述延迟是在考虑要由波束形成器形成的波束的方向(转向)和聚焦深度的情况下选取的。在从每个元件接收到的信号被波束形成器的通道恰当地延迟之后，经延迟的信号被组合以形成被恰当地转向和聚焦的相干回波信号的波束。在超声束发射期间，个体元件的致动的时间是接收延迟、转向和聚焦发射波束的补充。已知对延迟的选取能根据阵列元件的几何结构以及由波束询问的图像场的几何结构来确定。

在常规的超声系统中，所述阵列换能器被定位在探头中，所述探头在成像期间抵靠着患者的身体来放置，并且包含一些电子部件，诸如调谐元件、开关和放大器件。延迟和信号组合是由被包含在超声系统主机中的波束形成器来执行的，所述探头通过线缆被连接到所述波束形成器。

用于阵列换能器和波束形成器的前述系统架构对于大多数一维(1D)换能器阵列足够非常好，其中，换能器元件的数量和波束形成器通道的数量是大致相同的。当换能器元件的数量超过波束形成器通道的数量时，通常采用多路复用，并且在任何时间点，仅换能器的元件的总数量的子集能够被连接到波束形成器。1D阵列中的元件的数量的范围能够从小于一百个到数百个，并且典型的波束形成器具有128个波束形成器通道。该系统架构解决方案随着用于二维(2D)和三维(3D)成像的二维阵列换能器的出现而变得难以维持。这是因为2D阵列换能器在体积区域上在方位角和仰角两者上对波束进行操纵和聚焦。针对这种波束形成所需的换能器元件的数量通常为数千个。那么问题的关键变为将探头连接到波束形成器所在的系统主机的线缆。即使是最细的导电细丝的数千导体的线缆也变得粗并且笨重，如果不是不可能的话，使得探头的操作变得麻烦。

该问题的解决方案是在探头自身中执行波束形成中的至少一些波束形成，如在美国专利5229933(Larson，III)中所描述的。在该专利中所示的超声系统中，波束形成被划分在探头与系统主机之间。通过被称为微波束形成器的微电路在探头中来完成元件组的初始波束形成，其中，产生部分地波束形成的加和。这些部分地波束形成的加和(数量少于换能器的数量)通过合理尺寸的线缆被耦合到系统主机，在所述系统主机中，完成波束形成过程，并且产生最终的波束。在探头中的部分波束形成是由被Larson，III称为组内处理器的器件来完成的，在微波束形成器中，其形式是被附接到阵列换能器的微电子器件。还参见美国专利5997479(Savord等人)；美国专利6013032(Savord)；美国专利6126602(Savord等人)；以及美国专利6375617(Fraser)。换能器阵列和微波束形成器的数千个元件之间的数千个连接是在微电路和阵列间距的微小尺寸上完成的，而微波束形成器与系统主机的波束形成器之间的较少的线缆连接是由更常规的线缆技术来完成的。各种平面和弯曲阵列格式能够与微波束形成器一起使用，诸如在美国专利7821180(Kunkel，III)和美国专利7927280(Davidsen)中所示的弯曲阵列。微波束形成器也能够与一维数阵列以及与作为一维阵列而操作的2D阵列一起使用。例如参见美国专利7037264(Poland)。