为了产生表示容积的信息，共同阵列或合成发射孔径过程（７２）在一个维度被执行，且波束形成（６８）在另一维度被执行。例如，发射孔径在方位聚焦，但在高程是未聚焦的或发散的。多维阵列（１２）接收所反射的回波。所述回波对于在方位聚焦的子阵列被波束形成（６８）。所得到的部分波束形成的信息被从探针壳体（１０）提供给成像系统，用于完成至少在高程的波束形成（７２）。
【技术实现步骤摘要】
【国外来华专利技术】成的波束形成的多维CMUT阵列相关申请本专利文件是于2005年12月7日提交的序列号为11/295， 794的 申请的部分继续申请，并且本专利文件请求于2006年4月26日提交 的序列号为60/795,407的临时美国专利申请的在35 U.S.C§ 119(e) 规定下的提交日的利益。前述所有申请通过引用结合于此。
技术介绍
本实施例涉及多维换能器阵列。波束形成可被提供用于多维的电 容膜超声换能器 (CMUT , capacitive membrane ultrasound transducer )阵歹寸。许多临床应用要求高的容积采集速率。尤其是用于放射学的二维 阵列具有巨大的通道计数和单元尺寸，其由于阻抗不匹配而不能够驱 动线缆。用于完全采样的二维阵列的线缆不切实际得大。传统的阵列在其帧率上受到尼奎斯特空间采样和扫描区域限制。 当扫描容积的二维阵列被考虑时，波束的数量常常可超过10000。典型 的容积可能要花数秒钟来采集。表示一行声回波的数据集从发射机点 火(transmitter firing)获得。对方形换能器，如果要求M个波束 来填充平面，则至少需要M2个波束来填充容积。典型的波束是2个波 长宽，并且典型的换能器可为200个波长长，给定M-100。典型的波 束要求0.2ms来采集。尤其是在心脏病学中，并行接收波束形成可以 有帮助，但是数据采集仍然太慢。固定的发射聚焦(transmit focus)构成分辨率问题。在心脏病 学中，没有时间用于多于一个焦区(focal zone)，因此在大部分图 像中，图像是焦点没有对准的。如果为了改进连贯性(coherence)而 需要Z个焦区，则总共N^Z2个点火(firing)组成容积图像。对于典 型的成像深度，这导致每秒0. 5/Z2个容积的最大成像速度。其它采集技术可被使用。机械驱动可以摇动探针手柄内部的一维 换能器。该容积可以通过无约束地扫描一维阵列利用在成像系统中或 通过位置感测所执行的探针位置估计来采集。波束形成可在探针手柄中执行。然而，采集的速度受到空间波束采样要求和声音在组织中的 速度的限制。如果没有通道数据存储的实时波束形成被执行，那么在 成像系统中没有通道信息可用。仅仅可用的数据是通过在重建算法中 将通道数据组合而建立的波束。原始通道数据的可用性在诸如相位畸变校正、运动/流估计和弹性成像(elastography)的各种各样的临床 情形中是重要的。在合成发射孔径(STA)成像仪中，两个或更多点火建立容积数据 集。这可提供超过每秒1000个容积的成像速度。然而，在没有高级通 道信号处理技术的情况下，信噪比可受损害。
技术实现思路
通过介绍，下面描述的优选实施例包括用于产生针对医学诊断超 声信息的信息的方法、系统、换能器阵列和接收波束形成器。为了产 生表示容积的信息，共同阵列(co-array)或合成发射孔径处理在一 维中被执行，并且传统的波束形成在另一维被执行。例如，发射孔径 在方位(in azimuth)聚焦，但是在高程(in elevation)是未聚焦 的或者发散的。多维阵列接收到反射的回波。这些回波针对在方位的 聚焦而在子阵列中被波束形成。所得到的部分波束形成的信息从被探 针壳体被提供给成像系统，用于至少在高程完成波束形成。将在高程在第一二面，用于产生丄^成像的^声信息的方法被提供。对于 二维接收孔径，数据在方位被波束形成。发射孔径在高程被合成。在第二方面，用于医疗诊断超声成像的超声换能器阵列被提供。 电容膜超声换能器元件的二维网格在探针壳体上或在其内。多个接收 通道电路与所述元件连接且可操作来沿第一维至少部分波束形成。接 收通道电路在探针壳体之内。至少一个发射元件是与二维网格的元件 分离的。发射元件可操作来沿不同于第一维的第二维产生基本上未聚 焦的波束。在第三方面， 一种用于产生用于三维成像的超声信息的方法被提 供。沿第一维度聚焦且沿不同于第一维的第二维未聚焦的声能被发射。 部分接收波束形成在元件的子阵列中被执行。部分接收波束形成形成 了表示二维平面的数据，所述二维平面沿着与第一维成一定角度的第二维伸展。然后，波束形成沿第二维被执行。在第四方面，用于医疗诊断超声成像的超声换能器阵列被提供。 电容膜超声换能器元件的二维网格在探针壳体上或在其内。那些元件 在衬底上或在其中。多个西格玛-德尔塔模数转换器在衬底上或在其 中。多个接收通道电路与这些转换器连接并且可操作来沿着至少第一 维至少部分地波束形成。接收通道电路在衬底上或在其中。本专利技术由随后的权利要求来限定，并且本部分的任何内容都不应 该被视为对那些权利要求的限制。本专利技术的其它方面和优点组合优选 的实施例在下面被讨论，并可随后组合地或独立地被请求保护。附图说明部件和图形不一定成比例，而是将重点放在示出本专利技术的原理上。 此外，在这些图形中，相同的参考编号标明了贯穿不同视图的相对应 的部分。图i是用于三维成像的医疗诊断超声系统的一个实施例的框图； 图2 - 5是发射和接收孔径以及相对应的用于产生三维成像的信息 的换能器阵列的图形表示；图6是根据一个实施例的经食管探针的图形表示；以及图7是用于产生三维成像的超声信息的方法的一个实施例的流程图。具体实施例方式集成换能器探针壳体中的部分波束形成能力和使用合成发射孔径 可供更通用的三维成像所用。聚焦波束在一个维度上被发射，而未聚 焦波束在正交维度上被发射。利用低功率的模数转换(诸如西格玛-德尔塔转换器)和部分波束形成，对于每个发射事件形成接收平面。 由于部分波束形成，线缆计数和对于从换能器探针到计算机或其它成 像系统的通信的带宽要求较低。在一个实施例中，提供了合成孔径成像、电容膜换能器(cMUT) 和集成电子装置的组合。具有完全采样的接收孔径的合成孔径成像可 增加采集速度并且考虑到所有位置处的更大的聚焦。接收来自没有完 全波束形成的完全采样阵列的数据可允许高级信号处理算法被提供在成像系统中，所述高级信号处理算法诸如是相位畸变校正、矢量流和 自适应成《象。图1示出了具有用于医疗诊断超声成像的系统的超声换能器阵列12。该系统是用于三维成像，但是可用于二维或其它超声成像。该系 统包括探针壳体IO和成像或后端系统中的部件。后端为医疗诊断成像 仪、专用于这个整个系统的成像系统、计算机或工作站。在一个实施 例中，探针壳体10与超声成像系统的可释放的换能器连接器连接。探 针壳体10中的电子装置、适配器和/或成像系统中的软件使用部分波 束形成的样本来产生图像。在其它实施例中，后端包括总线、数据输 入、接收机或专用于操作来自探针壳体10的数据输出的其它装置。该系统包括探针壳体IO、换能器阵列12、模数转换器14、波束形 成器16、接口 18、第一存储器20、波束形成器22、第二存储器24、 显示处理器26和显示器28。附加的、不同的或更少的部件可被提供。 例如，存储器20和24被组合。可使用在探针壳体10与后端之间的其 它分离，诸如把存储器20和波束形成器22置于探针壳体中。探针壳体10是塑料、玻璃纤维、环氧树脂或其它现在公知或以后 开发的材料。探针壳体10包括增强患者接触和提供电隔离的声学窗口、 薄区域、不同材料区域或者被定位邻近换能器阵列12的发射面的其它 部本文档来自技高网...
【技术保护点】
一种用于产生三维成像的超声信息的方法，该方法包括： 对于二维接收孔径，在方位进行波束形成（６８）；以及 在高程合成（７２）发射孔径。
【技术特征摘要】
【国外来华专利技术】...
【专利技术属性】
技术研发人员：CMW达夫特，刘东来，PA沃纳，I拉达鲍姆，
申请(专利权)人：美国西门子医疗解决公司，
类型：发明
国别省市：US[美国]
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