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CN110997165B - 电容式微机械超声换能器(cmut)设备和控制方法 - Google Patents

电容式微机械超声换能器(cmut)设备和控制方法 Download PDF

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CN110997165B CN201880051157.3A CN201880051157A CN110997165B CN 110997165 B CN110997165 B CN 110997165B CN 201880051157 A CN201880051157 A CN 201880051157A CN 110997165 B CN110997165 B CN 110997165B
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Abstract

一种超声系统具有CMUT换能器设备的集合和用于操作所述集合中的所选择的设备的驱动电子器件。所述驱动电子器件在所述集合中的所有设备之间共享。通过使用开关的集合(178)进行选择，并在驱动电子器件的DC偏置输出部(166)和每个设备的相关联的输入部(160)之间使用相应的开关。这提供了在驱动电子器件和多个超声设备之间提供选择功能的简单方法。这样，可以扩大设备的数量，以覆盖更大的区域，但不会以相同的程度扩展系统的成本。

Description

电容式微机械超声换能器(CMUT)设备和控制方法
技术领域
本发明涉及例如在超声成像系统中使用的电容式微机械超声换能器CMUT。
背景技术
用于医学成像的超声换能器具有造成高质量诊断图像的生成的许多特性。
传统上，压电材料已用于超声换能器。示例是锆钛酸铅(PZT)和聚偏二氟乙烯(PVDF)材料，其中PZT作为材料的选择特别受欢迎。使用单个晶压电材料来实现高性能换能器的高的压电和机电耦合常数。
最近的发展已经导致医学超声换能器可以通过半导体工艺批量制造的前景。理想地，这些过程应该与用于产生超声探头(例如CMOS过程)所需的专用集成电路(ASIC)的过程相同，特别是对于3D超声。这些发展已经生成微机械超声换能器或MUT，优选形式是电容式MUT(CMUT)。CMUT传感器是微小的膜片式设备，其具有电极，所述电极可以将接收到的超声信号的声音振动转换为调制的电容。
CMUT换能器特别地能够在宽带宽上工作，实现高分辨率和高灵敏度成像，并产生大的压力输出，从而可以在超声频率下接收大的声场信号。
对于发射，施加到电极的电容电荷被调制以振动/移动设备的膜片，从而发射超声波。由于这些膜片是通过半导体工艺制造的，因此设备的尺寸通常可以在10-500微米的范围内，例如，选择膜片直径以使膜片直径与膜片的所需共振频率(范围)相匹配，其中，个体膜片之间的间隔小于几微米。许多这样的单个CMUT单元可以连接在一起，并且可以作为单个换能器元素一起操作。例如，可以将四到十六个CMUT单元耦合在一起，以统一用作单个换能器元件。作为示例，典型的2D换能器阵列可以具有2000-10000个CMUT换能器元件或单元。
因此，与基于PZT的系统相比，基于CMUT换能器的超声系统的制造更具成本效益。此外，由于在这样的半导体工艺中使用的材料，CMUT传感器表现出对水和生物组织的大大改善的声阻抗匹配，这消除了对(多个)匹配层的需要并且产生改进的有效带宽。
为了优化由CMUT单元产生的声功率(输出压力)，可以在所谓的塌陷模式下操作CMUT单元，其中CMUT单元由DC偏置电压驱动，所述DC偏置电压将跨过间隙的膜片或柔性膜的中心部分驱动到相对的基底上。所述单元被提供以具有设定频率的刺激信号，所述刺激信号使膜片或柔性膜以设定频率谐振。膜塌陷的DC电压称为塌陷电压，VC。
可能期望超声成像以对身体的大的区域进行成像，例如用于跟踪导管沿动脉的运动。形成这种尺寸的超声换能器阵列的常规设计是不实际的，特别是由于来自这种大阵列的需要处理的数据量而导致的。
常规解决方案是提供一种便携式手持式超声探头，该探头在目标区域上移动。图像重建可用于将图像拼贴在一起。这导致超声检查者的成像过程更加复杂。
因此，希望能够实现大区域视场的成像而无需移动手持式探头，但是具有有限的成像设备的附加复杂性和成本。
WO 2017/149421公开了一种CMUT换能器阵列，其中可以将不同的偏置电压施加到阵列的不同孔径区域，使得高频选择性在近场中工作，而低频选择性在远场中工作。
发明内容
本发明由权利要求所定义。
根据本发明的一个方面的示例，提供了一种超声系统，包括：
超声换能器设备的集合，每个设备包括一个或多个电容式微机械超声换能器CMUT单元，并且每个设备包括用于接收DC偏置的第一输入部和用于接收AC驱动信号的第二输入部，其中，每个超声换能器设备与要被成像或处置的不同区域相关联，使得与每个个体设备相比，超声设备的所述集合与更大的区域相关联；
驱动电子器件，其用于操作所述集合中的选定设备，其中，所述驱动电子器件在所述集合中的所有设备之间共享，其中，所述驱动电子器件包括用于递送所述DC偏置电压的第一输出部和用于递送所述AC驱动信号的第二输出部；以及
选择器，其用于选择所述集合中的哪个设备被耦合到所述偏置电压，
其中，所述选择器包括开关的集合，其中，各个开关在所述驱动电子器件的所述第一输出部与每个设备的所述第一输入部之间，使得所述DC偏置电压仅被耦合到选定的设备，并且所述DC偏置电压与集合中的未选定的设备隔离，其中，在选择设备时，将相同的偏置电压施加到所述集合中的每个设备。
该系统使用多个US传感器设备，但它们共享驱动电子器件。以此方式，可以形成大面积超声系统，而不是在区域上移动较小的手持超声探头。通过使用每个设备的DC偏置电极将多个设备多路复用到驱动电子器件。通过断开DC偏置电压与DC偏置电极的连接，超声设备将保持浮置状态，因此不会影响所述集合中的所选择的设备的操作。所述驱动电子器件用于对所选择的集合中的CMUT单元进行驱动和读出。
未偏置的设置将增加到寄生电容，但由于CMUT单元未塌陷，因此电容较低。但是，由于寄生电容效应，可连接的CMUT单元的数量受到限制。
该方法例如特别适合于包括以塌陷模式操作的CMUT单元的设备，对于该设备，DC偏置控制塌陷。
每个设备优选地包括CMUT单元的阵列。CMUT阵列的选择可以例如用于改变阵列内的孔径，例如以在特定方向上更多地聚焦。
当每个设备包括CMUT单元阵列时，每个设备可以包括功能完整的超声换能器设备，但驱动和读出电子器件在多个此类设备之间共享。例如，每个设备包括128行CMUT单元(例如，至少64条线)，每行20至40个CMUT单元(例如，每行至少10条线)。可能有128x128CMUT单元的正方形阵列。
可能有2至10个这样的设备，例如4个设备。可能有至少4个设备，或者至少6个设备或至少8个设备。
每个设备的CMUT单元或每个CMUT单元例如包括：
衬底；
第一电极，其被连接至围绕中心轴形成的衬底；
柔性膜，其中，所述柔性膜与所述第一电极在空间上分开；以及
第二电极，其被连接到所述柔性膜，其中，所述第二电极与所述第一电极同心。
这定义了针对可折叠CMUT单元的电极布局。
例如，所述驱动电子器件包括：
电压源，其适于：
向所述第一电极提供DC偏置电压；以及
将所述AC驱动信号提供给所述CMUT单元的所述第二电极；以及
电容感测电路。
所述电容感测电路用于测量作为单元对入射超声刺激的响应的所述单元电容的变化，从而实现超声成像。超声系统例如包括成像系统。然而，相同的方法可以应用于仅用于递送治疗的超声系统。
本发明还提供了一种超声成像方法，包括：
从超声换能器设备的集合中选择一个超声换能器设备，其中，每个超声换能器设备与要被成像或处置的不同区域相关联，使得与每个个体设备相比，超声设备的所述集合与更大的区域相关联；
使用递送DC偏置电压和AC驱动信号的驱动电子器件操作所选择的设备，
其中，所述选择包括：仅将DC偏置电压切换为仅到所选择的器件，并且将DC偏置电压与所述集合的未选定的设备隔离，其中，在选择设备时，将相同的偏置电压施加到所述集合中的每个设备。
例如，每个设备包括一个或多个电容式微机械超声换能器CMUT单元，并且每个设备包括用于接收DC偏置的第一输入部和用于接收AC驱动信号的第二输入部；
所述方法然后可以包括以塌陷模式操作每个设备的所述CMUT单元或每个CMUT单元。
本领域技术人员应理解，在本申请的上下文中，当涉及要成像的不同区域时，术语成像应在从所述区域采集的超声数据的更宽泛的上下文中理解，其也将包括如下的超声数据采集，其中，无需图像重建步骤即可通过超声系统来评估(研究或处置)该区域的生理特性。
附图说明
参考附图，通过非限制性示例的方式更详细地描述本发明的实施例，其中：
图1示意性地示出了以塌陷模式操作的超声系统的典型CMUT单元。
图2a、2b、3a和3b描述了这种CMUT单元的工作原理。
图4示意性地示出了超声换能器单元与共享驱动电路的期望的组合。
图5示出了如何利用PZT超声换能器实现图4的组合。
图6示出了根据本发明利用CMUT换能器如何实现图4的组合。
图7示意性地描绘了可以利用本发明的多路复用方法的超声诊断成像系统的示例实施例。
具体实施方式
应该理解的是，附图仅是示意性的，并且未按比例绘制。还应该理解，贯穿附图，使用相同的附图标记来表示相同或相似的部分。
本发明提供了一种超声系统，所述超声系统具有CMUT换能器设备的集合和用于操作所述集合中的选定设备的驱动电子器件。所述驱动电子器件在所述集合中的所有设备之间共享。通过使用开关的集合进行选择，并在驱动电子器件的DC偏置输出部和每个设备的相关联的输入部之间使用相应的开关。这提供了在驱动电子器件和多个超声设备之间提供选择功能的简单方法。这样，可以扩大设备的数量，以覆盖更大的区域，但不会以相同的程度扩展系统的成本。以这种方式，可以形成静态系统，而不需要手持式探头的移动。这使得系统的使用更加容易。当要对不同区域进行成像(或治疗)时，例如在使用超声成像跟踪植入物体(如导管)的运动时，将采用不同的设备。
因此，与不同的换能器设备相关联的不同区域(即，要被处置或成像的区域)优选地包括要成像的整个区域中的相邻区域。因此，每个超声换能器设备与要被成像或处置的不同区域相关联，使得与每个个体设备相比，超声设备的集合与更大的区域相关联；在选择设备时，将相同的偏置电压施加到所述集合中的每个设备(即CMUT单元的驱动端子)。换句话说，所述集合中的不同设备以相同的方式操作。它们可以是相同的设备，形成设备的拼贴阵列，其中，拼贴阵列内的任何单个设备可以被选择并且利用驱动信号的共同集合进行操作。
图1示出了用于在超声系统中使用的CMUT单元100的已知设计。CMUT单元100包括悬挂在硅衬底112上方的柔性膜或膜片114，在其之间具有间隙或腔体118。在该示例中，第一电极122位于基底112的上表面上的单元的衬底上。第二电极120定位于膜片114上并且与膜片一起移动。在所示的示例中，两个电极是圆形的。
电介质(未示出)被设置在衬底112上并且在顶部(第二)电极120下方。这两种电介质的成分和厚度可以相等，但也可以不对称(不同的材料和厚度)。
膜层114相对于基底层112的顶面固定，并且被配置和定尺寸，从而在膜层114和基底层112之间限定球形或圆柱形腔体118。
可以考虑电极120设计的其他实现方式，例如电极120可以嵌入膜114中，或者可以作为额外的层沉积在膜114上。在该范例中，通过非限制性范例的方式，第二电极122被圆形地配置并且被嵌入在基底层112中。其他合适的布置是可能的，例如第一电极122的其他电极形状和其他位置。第一电极可以直接暴露于间隙118或通过电绝缘层或膜与间隙118分开，以防止第二电极120与第一电极122之间的短路。
在图1中，作为非限制性示例，第一电极122被接地。其他布置，例如接地的第二电极120或第二电极120与第一电极122两者浮置当然是同样可行的。
单元100及其间隙118可以表现出替代的几何形状。例如，腔体118可以呈现矩形或正方形横截面、六边形横截面、椭圆形横截面、或者不规则横截面。这里，参考CMUT单元100的直径应理解为单元的最大横向尺寸。在图1中，圆柱形腔118的直径大于圆形构造的电极板122的直径。电极120可以具有与圆形电极板122相同的外径，但是不要求这种一致性，并且图1示出了更大的电极板122。
CMUT单元100的电极提供设备的电容板，并且间隙118是电容器的板之间的电介质。当膜片振动时，板之间的电介质间隙的变化的尺寸提供变化的电容，其被感测为CMUT单元100对接收到的声学回声的响应。
通过利用电压源101向电极施加静态电压(例如DC偏置电压)来控制电极之间的间隔。电压源101可以任选地包括独立的级102、104，用于分别提供CMUT单元100的驱动电压的DC和AC或激励分量，例如，在发射模式中。第一级102可以适于生成静态(DC)电压分量，并且第二级104可以适于生成具有设定的交变频率的交变可变驱动或刺激电压分量，所述信号通常是总驱动电压与上述静态部件之间的差。
施加的驱动电压的静态或偏置分量优选地满足或超过阈值电压，以迫使CMUT单元100进入其塌陷状态。这具有的优点是，第一级102可以包括相对大的电容器，例如平滑电容器，以便生成总体电压的特别低噪声的静态分量，所述静态分量通常在总体电压中占优势，使得总体电压信号的噪声特性将被该静态分量的噪声特性所主导。
电压供应源101的其它合适的实施例应该是显而易见的，诸如，例如其中电压供应源101包含三个分立的级的实施例中，包括用于生成CMUT驱动电压的静态DC分量的第一级，用于生成驱动电压的可变但是DC的分量的第二级和用于生成信号的频率调制或刺激分量的第三级，例如脉冲电路等。总之，电压供应源101可以以任何合适的方式来实现。
已知的是，通过施加高于某一阈值的静态电压，CMUT电池100被迫进入塌陷状态，其中，膜114塌陷到基底112上。该阈值可以取决于CMUT单元100的确切设计，并且被定义为DC偏置电压，称为塌陷电压，膜114在该DC偏置电压处通过由于电极之间的电场引起的力而贴到(接触)单元底部。膜114与基底112之间的接触的量(面积)取决于施加的偏压。
增加膜114与基底112之间的接触面积增加了膜114的共振频率，如将借助于图2a和图3a更加详细地解释。
塌陷模式CMUT单元100的频率响应可以通过调节在塌陷之后施加到CMUT电极的DC偏置电压来改变。结果，CMUT单元的谐振频率随着更高的DC偏置电压被施加到电极而增加。
这种现象背后的原理如图2a、2b、3a和3b所示。图2a和3a的截面图在每个图示中通过膜114的外部支撑件与膜片开始接触腔体118的底板的点之间的距离D1和D2而一维地示出了此。可以看出，当施加相对低的偏置电压时的在图2a中的距离D1是相对长的距离，图3a中的距离D2由于施加更高的偏置电压而是短得多的距离。这些距离可以与由端部固定并然后拉出的长的和短的弦进行比较。长的、放松的弦与更短、更紧的弦在被拉出时将以更低的频率振动。类似地，图2a中的CMUT单元的谐振频率将低于受到更高的下拉偏置电压的影响的图3a中的CMUT单元的谐振频率。
该现象也可以根据图2b和3b的二维图示理解，其根据CMUT膜的有效操作面积而变化。当膜114刚刚接触到CMUT单元的底板时，如图2a所示，单元膜114的非接触(自由振动)部分的有效振动面积A1是大的，如图2b中所示。中心的小区域115表示膜的中心接触区域。大面积膜将以相对低的频率振动。该区域115是塌陷到CMUT单元的底部的膜114的区域。当膜如图3a中所示被更高的偏压拉入更深的塌陷时，更大的中心接触区域115'导致更小的自由振动区域A2，如图3b中所示。该较小的区域A2相比于较大的A1区域将以更高的频率振动。因此，随着DC偏置电压降低，塌陷的CMUT单元的频率响应减小，并且当DC偏置电压增加时，塌陷的CMUT单元的频率响应增加。
图4示出了超声系统的期望配置，以使得能够将系统缩放到更大尺寸。
驱动电子器件140与三个超声设备US1、US2、US3的集合相关联。整个系统例如包括超声贴片，并且然后是可穿戴超声设备。这样的设备可以例如用于导管或针尖(或其他设备)跟踪和其他实时图像引导流程。这样的大面积方法也可用于心脏应用以及肺和膀胱监测。
可以使用PZT换能器单元来构建此多路复用配置，但这会导致复杂的解决方案。
图5示出了用于从PZT设备阵列中选择特定的PZT换能器设备的可能实现方式。该阵列包括PZT设备PZT1至PZTn。
驱动电子器件150通常包括发射电路152和接收电路154。在电子器件和一组PZT设备之间提供了多路复用器156，它由来自选择电路158的输入控制。
此示例示出，使用多路复用器，可以借助于来自电子器件后端的选择信号来选择所需的PZT设备。但是，这是选择换能器的复杂方式。在朝向换能器的发射信号、来自换能器的回波信号(取决于从换能器到物体的距离)和朝向多路复用器的选择信号之间，信号的时序非常关键。
为了避免影响返回信号和影响超声图像，这种配置需要在这些信号之间进行连续对齐。对于静态物体，其中换能器与物体之间的距离或多或少是恒定的，由于延迟或多或少是恒定的，因此时序不太敏感。像植入设备一样，移动物体显示出连续变化的距离和延迟，这增加了对系统中所有信号之间进行连续对齐的需求。
除了信号定时复杂的问题之外，信号路径中多路复用器的存在还带来了额外的负载，这会影响整个系统的性能并限制例如系统的频率带宽和速度。例如，这可能影响系统的时间分辨率，进而影响换能器的声学特性。
多路复用器电路还汲取功率，这对于电池功率至关重要的医学设备(导管，移动超声探头，可穿戴超声设备)通常是不想要的。
图6示出了根据本发明的设备，其中针对CMUT设备CMUT1至CMUTn实现了图4的一般方法。每个CMUT设备都包括电容式微机械超声换能器CMUT单元的阵列。每个设备包括用于接收DC偏置的第一输入部160和用于接收AC(RF)驱动信号的第二输入部162。
每个设备例如在单独的衬底上形成为单独的换能器阵列。
驱动电子器件164包括用于递送DC偏置电压的第一输出部166和用于递送AC驱动信号的第二输出部168。驱动电子器件再次包括发射电路170和接收电路172以及DC偏置发生器174。
每个设备通常是CMUT阵列。因此，将存在形成第二输出部168的连接器总线，该第二输出部168具有到每个单独的CMUT单元的连接。类似地，每个CMUT单元都与偏置输出166连接。所有单元都通过单电源连接到相同的偏置电压。
提供选择器，用于选择所述集合中的哪个设备被耦合至驱动电子器件的偏置电压。
在选择该设备时，将相同的偏置电压提供给每个设备的第一输入部160(即，提供给设备的CMUT单元)。因此，所述集合中的每个设备都以相同的偏置电压工作。因此，不同的设备使用驱动信号的相同的集合进行操作。
在任何时间设备的整个集合中只有一个设备具有施加的偏置电压。在该时间期间，没有其他器件施加任何偏置电压。
选择器包括用于生成切换信号的集合的电路176和开关的集合1781至178n，其中在驱动电子器件的第一输出部166和每个设备的第一输入部160之间具有相应的开关。因此，选择器通过断开未选定的CMUT设备来执行复用功能。
关于哪个CMUT设备应处于活动状态的选择标准可以基于算法、指导协议或图像识别和自动化。
开关178是无源开关，并且消耗接近零的功率以便选择期望的CMUT设备，并且不影响信号路径并且不增加互连的复杂性。特别地，在信号路径中没有复杂的电路，并且开关控制信号的产生在驱动电子器件中发生而不干扰信号路径。
开关178用于选择偏置电压。RF信号连接到CMUT单元的另一个电极，因此，添加开关不影响信号和图像质量。
如上所述，每个设备都包括CMUT单元的阵列。每个设备可以包括完整的CMUT阵列，例如CMUT单元的128行2D阵列，但是任何其他尺寸的阵列同样是可能的。可能有2到10个CMUT设备，甚至超过10个。寄生电容和其他电信号质量要求的问题决定了将要连接的设备的最大数量。
例如，可以使用的CMUT设备的数量取决于驱动电子器件的负载以及阵列中有源CMUT设备对非有源CMUT设备的影响。
该方法利用设备中CMUT单元的偏置电压来选择目标CMUT设备，而不影响信号路径，增加互连和时序复杂度，并且通过无源低功率或零功率开关进行选择。
电路170在电子后端产生切换信号，以选择感兴趣的(一个或多个)CMUT。可以基于例如引导程序协议、跟踪算法或超声图像上的自动识别模式来控制选择标准。
CMUT选择信号的数量(在图6中显示为n)取决于阵列中CMUT设备的数量。这些信号通常用于通过逻辑信号(“0”/“1”)驱动无源开关，逻辑信号的电压通常为0V和1.8V左右。这些数字信号显示出对寄生互连特性(电容和电感)的敏感性较低，从而减少了对开关信号时序的潜在影响。包括其驱动电子器件的CMUT系统的一般操作可能是标准的，因此不再详细描述。但是，出于完整性考虑。图7以框图形式示出了根据示例的具有阵列换能器探头400的超声诊断成像系统。
在图7中，示出了超声系统400，其可以形成该集合的设备中的一个。它包括如上所述的用于发送超声和接收回波信息的CMUT单元。系统400的换能器阵列410可以是换能器元件的一维或二维阵列，其能够在2D平面或者在三维中进行扫描以进行3D成像。
换能器阵列410可以包括在一个方向上彼此相邻布置的超声换能器设备的集合(例如，US1、US2、US3)，其中，每个设备包括用于接收DC偏置的第一输入部和用于接收AC驱动信号的第二输入部。该换能器阵列可以被布置为在体内放置在体外，或者在体内放置在体内在体内，作为用于体内应用的介入设备的一部分。
换能器阵列410被耦合到微波束形成器412，微波束形成器12控制CMUT阵列单元的信号的发射和接收。微波束形成器能够至少部分地对由换能器元件的组或“贴片”接收的信号进行波束形成，例如，如在美国专利US 5997479(Savord等人)，US 6013032(Savord)，和US 6623432(Powers等人)中所描述。
微波束形成器412通过探头电缆(例如同轴线)耦合到发射/接收(T/R)开关416，发射/接收(T/R)开关16在发射和接收模式之间切换，并且当微波束形成器不存在或不使用时保护主波束形成器420免受高能量发射信号，并且换能器阵列410由主系统束形成器420直接操作。在微波束形成器412的控制下的从换能器阵列410的超声束的发射由通过T/R开关416耦合到微波束形成器和主波束形成器420的换能器控制器418指示，其从用户对用户接口或控制面板438的操作接收输入。由换能器控制器418控制的功能之一是波束被转向和聚焦的取向。波束可以被转向为从换能器阵列410垂直向前(垂直于换能器阵列26)，或者针对更宽的视场处于不同的角度。换能器控制器418可以被耦合以控制CMUT阵列的前述电压源101。例如，电压源101设置施加到CMUT阵列410的CMUT单元的DC和AC偏置电压，例如以在如上所解释的发射模式下生成超声RF脉冲。在该实施例中，驱动电子器件164可以集成在超声系统的换能器控制器418中。
由微波束形成器412产生的部分波束形成的信号被转发到主波束形成器420，其中，来自换能器元件的个体贴片的部分波束形成的信号被组合成完全波束形成的信号。例如，主波束形成器420可以具有128个通道，其中的每个接收来自CMUT换能器单元100的数十或者数百的贴片的部分波束形成的信号。以这种方式，由换能器阵列410的几千个换能器元件接收的信号能够有效地贡献于单个波束形成信号。
波束形成的信号被耦合到信号处理器422。信号处理器422可以以各种方式处理接收到的回波信号，诸如带通滤波，抽取，I和Q分量分离以及用于分离线性和非线性信号的谐波信号分离，以便能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的高次谐波)回波信号。
信号处理器422任选地可以执行额外的信号增强，诸如散斑减少、信号合成以及噪声消除。信号处理器422中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，其中，其通带随着回波信号从增加的深度被接收而从较高的频带滑落到较低的频带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其中，这些频率中没有解剖信息。
将所处理的信号耦合到B模式处理器426并且任选地耦合到多普勒处理器428。B模式处理器426采用对接收到的超声信号的幅度的检测，用于对身体中的结构(例如身体中的器官的组织和血管)进行成像。身体的结构的B模式图像可以形成为谐波图像模式或基波图像模式，或者两者的组合，例如，如在美国专利US 6283919(Roundhill等人)和US 6458083(Jago等人)中所描述。
多普勒处理器428可以，如果存在的话，处理来自组织运动和血液流动的时间上分立的信号，用于检测物质的运动，例如图像场中的血细胞的流动。多普勒处理器40通常包括壁滤波器，其具有可以被设置为和/或拒绝从身体中的选定类型的材料返回的回波的参数。例如，壁滤波器可以被设置为通带特性，其他来自较高速度的材料的具有相对低的幅度的信号通过而将来自较低或零速度材料的相对强的信号。
该通带特性将使来自流动的血液的信号通过而拒绝来自附近的固定的或缓慢移动的目标(例如心脏的壁)的信号。相反的特性将使来自心脏的移动的组织的信号通过而拒绝血液流动信号，其被称为组织多普勒成像，检测和描绘组织的运动。多普勒处理器接收和处理来自图像场中的不同的点的时间上分立的回波信号的序列，来自特定点的回波的序列称为系集(ensemble)。在相对短的间隔中快速相继地接收的回波的系集可以被用于估计流动的血液的多普勒偏移，其具有多普勒频率到速度的相关，指示血流速度。在较长地时间段上接收到回波的系集被用于估计较慢地流动的血液或者较慢地移动的组织的速度。
将由(一个或多个)B模式(和多普勒)处理器生成的结构和运动信号耦合到扫描转换器432和多平面重新格式化器444。扫描转换器432以期望的图像格式来根据回波信号被接收的空间关系来布置回波信号。例如，扫描转换器可以将回波信号布置为二维扇区形格式，或者锥体三维(3D)图像。
扫描转换器可以将具有对应于图像场中的点的运动的颜色的B模式结构图像与它们的多普勒估计的速度叠加以生成彩色多普勒图像，其描绘图像场中的组织的运动和血液流动。多平面重新格式化器444会将从身体的体积区域中的共同平面中的点接收的回声转换成该平面的超声图像，例如，如美国专利US 6443896(Detmer)中所描述的。体积绘制器442将3D数据集的回波信号转换成如从给定参考点所看到的投影的3D图像，如在美国专利US6530885(Entrekin等人)中所描述。
2D或3D图像被从扫描转换器432、多平面重新格式化器444、以及体积绘制器442耦合到图像处理器430用于进一步增强、缓存和临时存储，以在图像显示器440上显示。除了用于成像外，由多普勒处理器428生成的血流值以及由B模式处理器426生成的组织结构信息被耦合到量化处理器434。所述量化处理器生成不同流动状况的量度(例如，血流的体积率)以及结构测量结果(例如，器官的大小和孕龄)。量化处理器46可以接收来自用户控制面板438的输出，例如，要进行测量的图像的解剖结构中的点。
来自量化处理器的输出数据被耦合到图像处理器436以产生测量结果图像和值，其中，图像在显示器440上。图形处理器436也可以生成图形叠加以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包括标准识别信息，例如图像的患者姓名、日期和时间、成像参数等等。出于这些目的，图形处理器从用户接口438接收输入，例如患者姓名。
所述用户接口还被耦合到发射控制器418以控制来自换能器阵列410的超声信号生成，并因此控制由换能器阵列和超声系统生成的图像。用户接口也可以被耦合到多平面重新格式化器444以选择和控制多个经多平面重新格式化的(MPR)的图像的平面，其可以被用于执行MPR图像的图像场中的量化的度量。
如本领域技术人员将理解的，超声诊断成像系统的上述实施例旨在给出这种超声诊断成像系统的非限制性示例。技术人员将立即意识到，超声诊断成像系统的架构中的若干变化是可行的，而不脱离本发明的教导。例如，如也在上述实施例中所指示，也可以省略微波束形成器412和/或多普勒处理器428，超声探头410可以不具有3D成像能力等。其它变型对本领域技术人员来说是显而易见的。
上面描述的信号处理元件，包括电压源101，都可以构成共享驱动电子器件的一部分，因此整个系统有效地包括图7所示的单元(它们全是己知的)但具有多个换能器阵列410，以及如上所述的额外的选择器，用于选择在任何时间操作哪个换能器阵列410。
将理解，本发明不限于超声诊断成像系统。本发明的教导同样适用于超声治疗系统，其中仅由于不需要接收脉冲回波而使CMUT单元100可在发射模式下操作。对于本领域技术人员而言将立即显而易见的是，在这样的治疗系统中，在不脱离本申请的教导的情况下，可以省略借助于图7描述的，需要接收、处理和显示脉冲回波的系统组件。
上面的描述涉及在塌陷模式下的操作，但是当单元以非塌陷模式操作时，本发明可以同等地应用。当应用于成像系统时，本发明对于导丝、导管或针尖跟踪以及因此通常被引导的血管通路感兴趣。
应当注意，上面提及的实施例范例而不是限制本发明，并且本领域技术人员能够设计出许多替代实施例而不脱离所附权利要求的范围。在权利要求中，置于括号中的任何附图标记不应构成对权利要求的限制。词语“包括”不排除权利要求中列出的元件或步骤以外的元件或步骤的存在。元件前的词语“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本发明可以借助于包括若干不同元件的硬件来实现。在枚举了若干单元的设备权利要求中，可以由同一项硬件实现这些单元中的若干。尽管特定措施是在互不相同的从属权利要求中记载的，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。

Claims (13)

1.一种超声系统，包括：
超声换能器设备的集合，每个设备包括一个或多个电容式微机械超声换能器(CMUT)单元，并且每个设备包括用于接收DC偏置的第一输入部(160)和用于接收AC驱动信号的第二输入部(162)，其中，每个超声换能器设备与要被成像或研究的不同区域相关联，使得与每个个体设备相比，超声设备的所述集合与更大的区域相关联；
驱动电子器件(164)，其用于操作所述集合中的选定设备，其中，所述驱动电子器件在所述集合中的所有设备之间共享，其中，所述驱动电子器件包括用于递送所述DC偏置电压的第一输出部(166)和用于递送所述AC驱动信号的第二输出部(168)；以及
选择器，其用于选择所述集合中的哪个设备被耦合到所述偏置电压，
其中，所述选择器包括开关的集合(178)，其中，相应的开关在所述驱动电子器件的所述第一输出部与每个设备的所述第一输入部之间，使得所述DC偏置电压仅被耦合到一个选定的设备，并且所述DC偏置电压与所述集合中的未选定的设备隔离，其中，在选择了所述设备时，将相同的偏置电压施加到所述集合中的每个设备。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，每个设备的所述CMUT单元或每个CMUT单元适于以塌陷模式操作。
3.根据权利要求1或2所述的系统，其中，每个设备包括CMUT单元的阵列。
4.根据权利要求3所述的系统，其中，每个设备包括CMUT单元的2D阵列，具有至少64行并且每行中至少有10个CMUT单元。
5.根据权利要求1至2中的任一项所述的系统，其中，存在2到10个超声设备。
6.根据权利要求1至2中的任一项所述的系统，其中，每个设备的所述CMUT单元或每个CMUT单元包括：
衬底(112)；
第一电极(122)，其被连接至围绕中心轴形成的所述衬底；
柔性膜(114)，其中，所述柔性膜与所述第一电极至少部分地在空间上分隔开；以及
第二电极(120)，其被连接到所述柔性膜，其中，所述第二电极与所述第一电极同心。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述驱动电子器件包括：
电压源，其适于：
向所述第一电极(122)提供所述DC偏置电压；并且
将所述AC驱动信号提供给所述CMUT单元的所述第二电极(120)；以及
电容感测电路。
8.根据权利要求1至2中的任一项所述的系统，包括成像系统。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述成像系统是介入超声成像系统。
10.根据权利要求1至2中的任一项所述的系统，其中，每个设备被形成在单独的衬底上。
11.一种超声成像方法，包括：
从超声换能器设备的集合中选择一个超声换能器设备，其中，每个超声换能器设备与要被成像或研究的不同区域相关联，使得与每个个体设备相比，超声设备的所述集合与更大的区域相关联；
使用递送DC偏置电压和AC驱动信号的驱动电子器件操作所选择的设备，
其中，所述选择包括：仅将所述DC偏置电压切换到一个选定的设备，并且将所述DC偏置电压与所述集合中的未选定的设备隔离，并且其中，在选择了所述设备时，将相同的偏置电压施加到所述集合中的每个设备。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，每个设备包括一个或多个CMUT单元，并且每个设备包括用于接收所述DC偏置的第一输入部和用于接收所述AC驱动信号的第二输入部。
13.根据权利要求12所述的方法，包括以塌陷模式操作每个设备的所述CMUT单元或每个CMUT单元。
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