CN115735138A - 用于连续波多普勒的基于超声换能器探头的模数转换以及相关联的设备、系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种超声系统包括被配置为生成模拟超声信号的换能器阵列。所述系统包括一个或多个与所述换能器阵列通信的模数转换器(ADC)。所述ADC被配置为将所述模拟超声信号转换为数字超声信号。所述系统包括与所述ADC通信的处理器电路。所述处理器电路包括数字同相/正交(I/Q)混频器，所述数字I/Q混频器被配置为基于所述数字超声信号来生成数字连续波(CW)多普勒信号。所述处理器电路被配置为：处理所述数字CW多普勒信号，生成多个心动周期内的血流速度的分布的图形表示，并且将所述图形表示输出到与所述处理器电路通信的显示器。

Description

用于连续波多普勒的基于超声换能器探头的模数转换以及相 关联的设备、系统和方法

技术领域

本公开内容总体上涉及超声成像，例如，连续波(CW)多普勒成像。特别地，模拟CW多普勒信号在换能器探头处被转换成数字信号并通过低成本、高速度、数字多通道通信链路被传输到主机系统。

背景技术

超声成像系统广泛用于医学成像。超声成像系统通常包括与主处理系统分离的换能器探头。换能器探头具有超声换能器元件的阵列。超声换能器元件发送超声波并使其通过患者的身体，并且在声波被患者体内的组织和/或器官反射回来时生成信号。在传统的超声应用中，回波信号的计时和/或强度可以对应于患者的组织、器官或其他特征的大小、形状和质量，并且描绘所测量的组织、器官或其他特征的图像可以被显示给超声系统的用户。一些超声应用额外地采用连续波(CW)多普勒成像方法来测量患者体内的速度，例如，液体的移动(例如，血液流动)。典型地，对应于每个换能器元件的原始模拟超声回波信号通过线缆从换能器探头被传递到主处理系统以进行处理。对于B模式应用，处理系统通过以下操作来处理模拟超声信号：首先用模数转换器将模拟超声信号数字化，然后使用数字技术进一步处理模拟超声信号，并且生成描绘患者体内的组织和/或器官的超声图像。在CW多普勒应用中，处理系统使用模拟混频器和滤波器来处理模拟超声信号，以在数字化之前组合元件数据。对经数字化的信号的进一步处理生成了患者体内的速度随时间的图形表示。

为了将原始模拟超声回波信号从探头传输到主处理系统，连接线缆通常具有许多导线，并且在一些实例中，可能对于每个接收超声换能器元件需要一条导线或一组导线，使得它很厚、复杂、笨重且不实用。线缆的大小或直径也可能很大，因为要求线缆将接收到的回波信号从每个超声换能器元件传送到主处理系统。结果，线缆的成本可能是超声成像系统中最昂贵的组成部分。线缆也可能具有高故障率。

一种克服模拟处理的局限性的方法是在传感器探头中包括低功率模数转换器(ADC)，在传感器探头处执行完全或部分的数字波束形成，并且经由数量减少的导线将数字信号传输到主处理系统。如果在传统的超声成像系统中使用这种方法，则这种方法可以显著降低连接超声成像探头与主处理系统的线缆的成本、直径和整体可操纵性。然而，由于CW多普勒超声信号的高动态范围，这种方法并不适用于CW多普勒成像。具体地，用于在超声成像探头内将原始模拟信号转换成数字信号的低功率ADC不具有足够的动态范围来正确地接收和转换与CW多普勒成像相关联的模拟信号。结果，在具有B模式超声成像路径和CW多普勒路径这两者的超声成像系统中，用于B模式成像的超声成像信号可以在探头内被转换为数字信号，但是用于CW多普勒信号的信号无法被转换为数字信号。用于B模式成像的数字信号能够经由数量减少的导线被传输到主处理系统，但是必须保留一组单独的导线(包括与每个接收换能器元件相对应的一条或多条导线)，以在线缆中传送用于CW多普勒成像的模拟信号，从而导致相同的不期望的传输模拟信号的体积和成本。

发明内容

本公开内容的实施例是用于连续波(CW)多普勒超声成像的系统、设备和方法。超声系统包括主机、探头以及主机与探头之间的连接线缆。超声成像探头包括超声换能器的阵列，这些超声换能器朝向解剖结构发射超声信号并且接收从解剖结构反射的波。接收到的超声波可以用于患者的解剖结构内的速度的CW多普勒成像。这种速度的示例是血流速度，例如，在心脏的腔室之间(例如，在心房与心室之间)的血流速度。模拟CW多普勒信号可以在超声成像探头内被转换为数字信号。这些数字CW多普勒信号可以在经由连接线缆被传输到超声主机之前在探头内进行组合。因为数字数据可以被更容易地组合，所以通过在探头内将模拟信号转换为数字信号，可以显著减少传输CW多普勒数据所需的导线的数量。反过来，线缆的成本也可以显著降低。超声医师也可以更容易地管理和操纵线缆和探头。因此，本公开内容的各方面有利地解决了现有超声成像系统的缺点。

本公开内容的额外实施例包括探头中的额外电路，以将模拟CW多普勒信号转换为数字信号。由于模数转换器(ADC)的动态范围有限，因此ADC可能被模拟CW多普勒信号的大动态范围过度驱动。这会导致数据质量不佳。大信号压摆率导致采样间的信号差异较大。微小的组织和换能器位置运动能够使发生大信号转变的样本发生移位，从而在多普勒显示中产生出亮白色尖峰伪影。软限幅器和低通滤波器可以被定位在探头内的信号处理路径中的ADC之前，以减小模拟CW多普勒信号的动态范围和压摆率。开关也可以使未使用的与发射换能器相关联的AD参与与接收换能器相关联的ADC的并行通信。这种并行配置将用于转换模拟CW多普勒信号的ADC加倍并将探头中的ADC的组合动态范围增加至少3dB。这种增加有助于防止ADC被过度驱动并且保持良好的信号和数据质量。减少模拟CW多普勒信号的动态范围、增加探头中的ADC的动态范围和/或在探头处将模拟CW多普勒信号转换为数字信号有利地消除了在超声成像系统中的探头和主机之间对用于CW多普勒成像的模拟信号路径的需求。

在本公开内容的示例性方面，提供了一种超声系统。所述系统包括：换能器阵列，其被配置为生成模拟超声信号；第一模数转换器(ADC)，其与所述换能器阵列通信，其中，所述第一ADC被配置为将所述模拟超声信号转换为数字超声信号；以及处理器电路，其与所述第一ADC通信，其中，所述处理器电路包括数字同相/正交(I/Q)混频器，所述数字I/Q混频器被配置为基于所述数字超声信号来生成数字连续波(CW)多普勒信号，并且其中，所述处理器电路被配置为：处理所述数字CW多普勒信号；生成多个心动周期内的血流速度的分布的图形表示；并且将所述图形表示输出到与所述处理器电路通信的显示器。

在一些方面，所述系统还包括被通信性设置在所述换能器阵列与所述第一ADC之间的模拟限幅器电路。在一些方面，所述模拟限幅器电路包括软限幅器电路。在一些方面，所述系统还包括被通信性设置在所述模拟限幅器电路与所述第一ADC之间的低通滤波器。在一些方面，所述系统还包括被通信性设置在所述换能器阵列与所述第一ADC之间的模拟增益压缩电路。在一些方面，所述系统还包括第二ADC，所述换能器阵列包括第一声学元件和第二声学元件，并且所述第一ADC与所述第一声学元件相关联，并且所述第二ADC与所述第二声学元件相关联。在一些方面，所述系统还包括开关，所述开关被配置为选择性地在所述第二ADC与所述第一声学元件或所述第二声学元件之间建立通信，并且当所述第二声学元件是发射元件并且所述第一声学元件是接收元件时，所述开关在所述第二ADC与所述第一声学元件之间建立通信。在一些方面，所述处理器电路还包括：数字低通滤波器，其被通信性设置在所述数字I/Q混频器与所述显示器之间；以及数字高通滤波器，其被通信性设置在所述数字低通滤波器与所述显示器之间。在一些方面，所述系统还包括：超声探头，其包括壳体和被配置为传输所述数字超声信号的线缆；以及主机系统，其经由所述线缆与所述超声探头通信，所述换能器阵列被耦合到所述超声探头的所述壳体，所述第一ADC被设置在所述壳体内，并且所述处理器电路被设置在所述主机系统内。在一些方面，所述系统还包括被定位在所述换能器阵列与被设置在所述超声探头的所述壳体内的所述第一ADC之间的前置放大器。在一些方面，所述系统还包括用于组合数字超声信号的电路。在一些方面，所述用于组合数字超声信号的电路被定位在所述超声探头的所述壳体内。在一些方面，所述用于组合数字超声信号的电路被定位在所述主机系统内。在一些方面，所述处理器电路被配置为：处理所述数字超声信号；生成心脏的超声图像；并且将所述超声图像输出到所述显示器。

在本公开内容的示例性方面，提供了一种方法。所述方法包括：生成模拟超声信号；将所述模拟超声信号转换为数字超声信号；并且基于所述数字超声信号来生成数字连续波(CW)多普勒信号；处理所述数字CW多普勒信号；生成多个心动周期内的血流速度的分布的图形表示；并且将所述图形表示输出到与所述处理器电路通信的显示器。

根据以下详细描述中，本公开内容的其他方面、特征和优点将变得明显。

附图说明

将参考附图来描述本公开内容的说明性实施例，在附图中：

图1是根据本公开内容的各方面的超声成像系统的示意图。

图2是图示根据本公开内容的各方面的超声成像系统的示例电路的示意图。

图3是图示根据本公开内容的各方面的超声成像系统的示例电路的示意图。

图4是根据本公开内容的各方面的利用超声成像系统测量的CW多普勒频谱的图形表示。

图5是图示根据本公开内容的各方面的超声成像探头的示例电路的示意图。

图6是根据本公开内容的各方面的利用超声成像系统测量的CW多普勒频谱的图形表示。

图7是根据本公开内容的各方面的处理器电路的示意图。

图8是根据本公开内容的各方面的超声成像方法的流程图。

图9A是图示根据本公开内容的各方面的示例超声换能器阵列的示意图。

图9B是图示根据本公开内容的各方面的模拟波束形成器的示例电路的示意图。

具体实施方式

为了促进对本公开内容的原理的理解，现在将参考附图中图示的实施例并使用特定语言来描述本公开内容。尽管如此，应当理解，并不旨在限制本公开内容的范围。如本公开内容的领域的技术人员通常会想到的，对所描述的设备、系统和方法的任何更改和进一步的修改以及对本公开内容的原理的任何另外的应用都是可以充分预想到的并且被包括在本公开内容内。特别地，完全预想到的是，关于一个或多个实施例描述的特征、部件和/或步骤可以与关于本公开内容的其他实施方式描述的特征、部件和/或步骤进行组合。为了简单起见，在一些实例中，在所有附图中使用相同的附图标记来指代相同或相似的部分。

图1是根据本公开内容的各方面的超声成像系统100的示意图。系统100用于扫描患者的身体的区域、面积或体积。系统100包括通过通信接口或链路150与主机130通信的超声成像探头110。在高级别上，探头110朝向解剖目标105(例如，患者的身体)发射超声波，并且接收从目标105反射的超声回波。探头110通过链路150向主机130发射表示接收到的回波的电信号以用于处理和图像显示。探头110可以呈任何合适的形式以用于在被定位在患者体内或体外时对患者的各种身体部分进行成像。例如，探头110可以呈手持式超声扫描器或基于贴片的超声设备的形式。在一些实施例中，探头110能够是体内探头，例如，经食道超声心动描记(TEE)探头、导管或内腔探头。探头110可以包括换能器阵列112、各种电路114和通信接口122。

换能器阵列112朝向目标105发射超声信号，并且接收从目标105反射回到换能器阵列112的回波信号。换能器阵列112可以包括被布置在一维(1D)阵列、1.X维阵列或二维(2D)阵列中的声学元件。声学元件可以被称为换能器元件。每个换能器元件能够朝向目标105发射超声波，并且能够在超声波从目标105反射回来时接收回波。例如，换能器阵列112能够包括产生M个模拟超声回波信号160的M个换能器元件。在一些实施例中，M能够是大约2、16、64、128、192、1000、5000、9000和/或更大和更小的其他合适值。

被定位在探头110内的电路114可以是任何合适的类型，并且可以提供多种功能。例如，电路114可以包括电阻器、电容器、晶体管、电感器、继电器、时钟、计时器或可以被集成在集成电路中的任何其他合适的电子部件。另外，电路114可以被配置为支持被传输到换能器阵列112和/或探头110或者从换能器阵列112和/或探头110传输的模拟信号和/或数字信号。在一些实施例中，电路114可以包括模拟前端(AFE)、模数转换器(ADC)、多路复用器(MUX)和编码器以及各种其他部件。在一些实施例中，电路114能够包括硬件部件、软件部件和/或硬件部件与软件部件的组合。

通信接口122经由L条信号线被耦合到电路114。在一些实施例中，电路114可以将所需的信号线的数量从M条信号线减少到L条信号线。这可以通过使用任何合适部件的任何合适方法来实现。例如，MUX、波束形成器或其他部件可以用于将来自换能器阵列112的M条信号线减少到L条信号线166。在图1的实施例中，L小于M。通信接口122可以被配置为经由通信链路150将L个信号166传输到主机130。通信链路150可以包括L条数据通道，以用于将数字信号168传输到主机130，如本文更详细地描述的。通信接口122可以包括硬件部件、软件部件或硬件部件与软件部件的组合。电路114和/或通信接口122被配置为生成信号168，该信号168传送来自L个信号166的信息，以用于在通信链路150上进行传输。信号168能够是数字信号、模拟信号或数字信号与模拟信号的组合。

主机130可以是任何合适的计算和显示设备，例如，工作站、个人计算机(PC)、膝上型电脑、平板电脑、移动电话或患者监视器。在一些实施例中，主机130可以位于可移动推车上。在主机130处，通信接口140可以从通信链路150接收数字信号168。通信接口140可以包括硬件部件、软件部件或硬件部件与软件部件的组合。通信接口可以与探头110中的通信接口122基本相似。

被定位在主机130内的电路134可以是任何合适的类型，并且可以提供任何合适的功能。例如，电路134可以包括电阻器、电容器、晶体管、电感器、继电器、时钟、计时器、处理部件、存储器部件或可以被集成在集成电路中的任何其他合适的电气部件。另外，电路134可以被配置为支持发送到探头110或从探头110发送的模拟信号和/或数字信号。电路134可以被配置为处理从探头110接收的信号168。例如，电路134可以将从探头110接收的L条信号线扩展到与换能器阵列112内的特定换能器元件或换能器元件组/拼片相对应的原始的M条信号线。电路134能够被配置为生成用于向用户显示的图像信号174并且/或者针对各种诊断模态或超声类型(B模式、CW多普勒等)执行图像处理和图像分析。

电路114和/或电路134可以额外地包括中央处理单元(CPU)、数字信号处理器(DSP)、图形处理单元(GPU)、专用集成电路(ASIC)、控制器、现场可编程门阵列(FPGA)、另一硬件设备、固件设备或其任何组合。电路114和/或电路134还可以被实施为计算设备的组合，例如，DSP与微处理器的组合、GPU与微处理器、多个微处理器、与DSP核心结合的一个或多个微处理器或任何其他这样的配置。

显示单元132被耦合到电路134。显示单元132可以包括监视器、触摸屏或任何合适的显示器。显示单元132被配置为显示由电路134处理的图像和/或诊断结果。主机130还可以包括键盘、鼠标、触摸屏或被配置为接收用于控制系统100的用户输入的任何合适的用户输入部件。

虽然图1是在从探头110向主机130传输数字超声回波信号以供显示的背景下描述的，但是主机130也能够生成用于传输到探头110的信号。例如，电源信号、用于控制探头110的信号(例如，激励换能器阵列112处的换能器元件以发射能量)能够由主机130通过通信链路150传输到探头110。

图2是图示根据本公开内容的各方面的超声成像系统的示例电路的示意图。图2提供了系统100的更加详细的视图，包括从探头110到主机130以及从主机130到探头110的传输路径。

如图2所示，探头110还包括任选的模拟波束形成器214和L个发射-接收开关(T/R开关)216、前置放大器219、模数转换器(ADC)220和发射脉冲发生器218。探头110还包括时钟224和组合器222。图2还图示了主机130。主机130可以包括集成电路230。集成电路230可以包括同相/正交混频器234、236和低通滤波器(LPF)238。主机130可以额外地包括控制器252、电源254、多个壁滤波器255(具有LPF256和运算放大器(op-amp)258)以及窗口化函数260。除了被配置为执行各种功能或操作的其他部件以外，主机130还可以包括被配置为执行快速傅里叶变换(FFT)262的部件、执行各种调控功能264的部件以及显示器266。主机130可以额外地包括硬件部件、软件部件或硬件部件与软件部件的组合。如图2所示，探头110和主机130可以与建立信号通信的连接线缆290的多条导线连接。这些导线可以包括多条信号线，包括导线、双绞线和/或任何其他合适的传输数据的单元。例如，连接线缆290能够包括用于从主机130向探头110传输功率的电源导线294。线缆290还包括控制信号线292，以用于将控制和时钟信号从主机130传输到探头。线缆290还能够包括K条信号线296，以用于将信号从探头110传输到主机130。

从探头110到主机130的信号路径可以从图2所示的换能器阵列112处开始。换能器阵列112可以包括M个换能器元件。如前所述，在一些实施例中，M能够是任何合适的数量，并且换能器元件可以是任何合适的类型并且呈任何合适的布置。换能器阵列112生成表示在用于任何合适的成像类型(例如，B模式成像、CW多普勒成像等)的一个或多个换能器元件处接收的超声回波的模拟电信号。对于CW多普勒成像，换能器阵列112的一个或多个元件连续地同时发射超声能量，同时换能器阵列112的一个或多个其他元件连续地接收(基于所发射的超声能量的)超声回波。例如，换能器阵列112中的声学元件的一半能够进行发射，同时换能器阵列112的声学元件的一半能够进行接收。换能器阵列112基于由处于接收模式的换能器元件接收的超声回波来生成模拟电CW多普勒数据。在一些实施例中，在CW多普勒成像的发射模式和接收模式下，相等部分的换能器阵列112进行操作。

换能器阵列112可以经由M条信号线与模拟波束形成器214通信。在一些实施例中，换能器阵列112可以包括许多换能器元件。模拟波束形成器214可以用于减少来自换能器阵列112的信号线的数量。例如，在一些实施例中，模拟波束形成器214可以对从换能器阵列112接收的信号进行延迟和求和，以创建更小的子集。模拟波束形成器214可以是接收波束形成器和/或发射波束形成器。在其中模拟波束形成器是发射波束形成器的实施例中，模拟波束形成器214可以包括高压脉冲生成电路或者与高压脉冲生成电路通信。在其他实施例中，例如，在换能器阵列112是换能器元件的一维阵列或者换能器元件的数量以其他方式减少的实施例中，模拟波束形成器214可以不是必需的或者可以不被包括在探头110内。在换能器阵列112是一维阵列或者换能器元件的数量以其他方式减少的一些实施例中，模拟波束形成器214仍然可以被包括在探头110内。

模拟波束形成器214可以经由数量减少的信号线(例如，L条信号线)与多个T/R开关216通信。探头110能够包括一个T/R开关216，以用于阵列112的每一个换能器元件或者用于换能器元件的每一个组/拼片。T/R开关216可以被配置为在不同的发射信号路径和接收信号路径之间切换位置。例如，在发射路径的位置中，T/R开关216可以从脉冲发生器218向换能器阵列112的一个或多个元件发射高电压激活信号，以激活一个或多个换能器元件112发射超声能量。在接收模式中，T/R开关216可以将与由换能器阵列112的一个或多个换能器元件接收的反射波相对应的接收信号发射到前置放大器219。T/R开关216可以经由数据线292与主机130通信，并且可以通过数据线292接收关于在发射信号路径与接收信号路径之间切换的指令。T/R开关216也可以通过任何其他合适的导线或方法与主机130通信。

探头110可以额外地包括发射脉冲发生器218。发射脉冲发生器218可以接收由主机130生成的命令信号。响应于该命令信号，发射脉冲发生器218生成电激励脉冲，该电激励脉冲被计时以使换能器阵列112产生具有任何期望的或指定的聚焦特性的声学发射波前。

探头110可以包括L个前置放大器219。前置放大器219可以放大经由T/R开关216接收的来自换能器阵列112的信号，以通过例如降低噪声本底来提高接收到的信号的质量。在一些实施例中，发射脉冲发生器218的数量可以等于前置放大器219的数量和T/R开关216的数量。例如，每个T/R开关216可以被配置为从一个脉冲发生器218接收数据并且从换能器阵列112向一个前置放大器219发射数据。

对于从换能器阵列到前置放大器319的CW多普勒成像数据和其他成像数据(例如，B模式成像数据)，接收信号路径能够是相同的。在前置放大器319处，接收信号路径在探头110内分叉，以包括用于CW多普勒成像数据和其他成像数据的不同并行路径。在用于诸如B模式成像数据之类的其他成像数据的信号路径中，每个前置放大器219可以与ADC 220通信。ADC 220可以被配置为将模拟超声回波信号转换成数字超声回波信号。例如，ADC 220可以接收由换能器阵列112生成的、经由T/R开关216被发射到前置放大器219并由前置放大器219放大的模拟超声回波信号，并且将这些信号转换成数字超声回波信号。数字超声回波信号可以包括表示对应的模拟超声回波信号的波形的数字样本。ADC 220可以采用逐次逼近型ADC架构来提供高性能和低功耗，由此可以将探头110的总功率耗散保持在探头110的热预算内。然而，任何合适的ADC架构都可以用于ADC 220。

时钟224可以作为探头110中的主时钟。时钟224可以向ADC 220以及探头110内的其他部件提供时钟信号。

每个ADC 220可以与组合器222通信。组合器222表示能够减少从ADC 220接收的总信号线并减少向主机130传输数据所需的信号线的数量的电路。组合器222可以通过任何合适的方法减少信号线的数量。在一些实施例中，组合器222可以包括求和节点。组合器222以及系统100内的任何其他合适的部件或电路可以包括与在2019年2月28日提交的标题为“ULTRASOUND PROBE WITH MULTILINE DIGITAL MICROBEAMFORMER”的美国申请US 16/329433和/或在2018年2月16日提交的标题为“DIGITAL ULTRASOUND CABLE ANDASSOCIATED DEVICES,SYSTEMS,AND METHODS”的美国临时申请US 62/631549中描述的特征相似的特征，通过引用将这两个申请整体并入本文。在一些实施例中，组合器222可以将从ADC 220接收的数据多路复用到高速串行链路中，然后将该数据发送到主机130以进行处理。在一些实施例中，组合器222可以是数字波束形成器，该数字波束形成器在模拟波束形成器214完成了第一阶段的波束形成之后执行第二阶段的波束形成(对信号的延迟和求和)。

图2额外地描绘了被定位在探头110与主机130之间的连接线缆290。线缆290可以包括多条信号线，包括导线、双绞线或任何其他合适的传输数据的单元。例如，线缆290可以包括数据线292、电源线294和K条信号线296。数据线292可以与主机130内的控制器252通信。控制器252经由数据线292发射控制信号，以用于控制时钟224、ADC 220、T/R开关216、脉冲发生器218、模拟波束形成器214、换能器阵列112、组合器222或探头110内的任何其他部件。在一些实施例中，数据线292可以是双绞线导线。在其他实施例中，数据线292可以是单条导线或任何其他合适的信号通信管道。在各种实施例中，经由数据线292传输的命令信号可以是模拟信号或数字信号。当传输数字命令信号时，可以经由数据线292以任何合适的比特率(例如在400Mbit/s至8Gbit/s之间，包括诸如2.4Gbit/s之类的值和/或更大或更小的其他合适的值)传输数据。

电源线294可以与主机130内或任何其他合适位置处的电源254通信。电源线294可以向探头110内的各种部件提供电力。在一些实施例中，电源254能够经由电源线294向探头110提供直流(DC)电力。在一些实施例中，电源254可以额外地向主机130内的部件提供电力。

K条信号线296可以对应于从组合器222输出的数量减少的信号线。信号线296传送用于CW多普勒和B模式成像的数字超声数据。在一些实施例中，信号线296可以仅包括单条信号线。在其他实施例中，信号线296可以包括两条或更多条信号线。线缆290以及封装在线缆290内的用于数据线292、信号线296和/或电源线294的任何对应导线可以具有任何合适的长度。例如，线缆290和所有相关联的导线的长度可以是1米、2米、3米或更长，或者其间的任何合适的长度。线缆290能够被称为柔性细长构件。在一些实施例中，线缆能够被光学或无线接口所代替。

主机130可以包括集成电路230。集成电路230可以包括任何合适的电路。在一些实施例中，集成电路230可以被实施为FPGA、专用集成电路(ASIC)或任何其他合适类型的电路的形式。在其他实施例中，集成电路230可以是可配置的处理器、NPU、加速卡、SoC或任何其他部件。集成电路230可以包括同相/正交(I/Q)混频器234、236和低通滤波器(LPF)238。I/Q混频器234、236和LPF 238可以是数字部件，因为它们被实施为集成电路230的部分并且对数字信号进行操作。

信号线296可以将数字信号数据从组合器222传输到集成电路230。在集成电路230处，可以将信号传输到对应于与混频器234相关联的信号的I分量和与混频器236相关联的信号的Q分量的两条路径。I混频器234和Q混频器236可以创建具有相位偏移的两个信号。例如，I混频器234可以定义对应于数字方波的序列(例如，+1和-1或者+1和0的序列)并将该序列与接收到的信号相乘。Q混频器236可以定义类似的序列，但是相对于I序列延迟了四分之一周期(90度)并将该序列与接收到的信号相乘。I混频器234和Q混频器236可以将相应的序列相乘，使得在两条信号路径之间创建相位偏移。例如，在一些实施例中，相位偏移可以是90°。数字方波序列可以是任何合适频率的方波。例如，在1Mhz到10Mhz的范围内(但不限于此)，所生成的数字方波的频率可以对应于由I混频器234和Q混频器236接收的信号的采样率。经由K条信号线296从探头110传输到主机130的信号可以是任何合适的采样率。例如，在一些实施例中，经由I混频器234和Q混频器236发射和混频的信号可以在4Mhz到40Mhz的范围内(但不限于此)。在一些实施例中，采样率至少是多普勒频率的四倍。因此，由I混频器234和Q混频器236生成的序列的采样率可能比接收到的信号的采样率低一定频率。

在主机130处接收到信号并且由I混频器234和Q混频器236对该信号进行混频之后，然后可以经由LPF 238对该信号进行滤波。LPF 238可以对接收到的信号中的任何高频内容进行滤波，使得该信号主要对应于音频范围内容。在一些实施例中，LPF 238可以是boxcar滤波器。例如，LPF 238可以将接收到的信号内的设定数量的样本求和或平均成多个集合。LPF 238可以对1680个样本的集合进行分组和求和。在其他实施例中，LPF 238可以对100到6000的范围内的集合进行求和(但不限于此)。在LPF 238包括boxcar滤波器的实施例中，所得到的采样率可以减少特定集合中包括的样本的数量。因此，在一些实施例中，通过LPF 238之后的数据信号的采样率可以对应于音频频率范围并且能够使用标准处理部件来处理。在其他实施例中，LPF 238可以是任何合适的低通滤波器，例如，FIR或IR数字滤波器，或者任何其他合适的低通滤波器。

主机130可以额外地包括一个或多个壁滤波器255。壁滤波器255可以是数字滤波器，对数字信号数据进行操作。例如，壁滤波器255可以是主机130内的电路。壁滤波器255还可以包括LPF 256。壁滤波器255可以被配置为滤除与患者体内的动脉壁或任何其他静态组织相对应的低频或高频多普勒信号。壁滤波器255可以额外地滤除来自患者体内(例如来自心跳、普通的患者或探头移动或其他来源)的移动的高幅低频内容。在一些实施例中，壁滤波器255可以是aggressive滤波器。在一些实施例中，壁滤波器255可以是40点、4项Blackman-Harris滤波器或任何其他合适的滤波器。壁滤波器255还可以包括高通滤波器。

在通过壁滤波器255处理了信号之后，可以施加窗口化函数260。可以由数字乘法器或任何其他合适的电子部件来施加窗口化函数260。可以在额外的处理之前由窗口化函数260向信号施加各种权重。快速傅里叶变换(FFT)262可以应用于信号数据以创建与患者体内的移动(例如，血液流动)的速度相关联的多普勒频谱。在FFT 262之后，可以在调控264处调控数据。然后可以输出CW多普勒数据的图形表示以经由显示器266显示给用户。完全可以预想到，任何合适形式的数据处理都可以应用于本发明的电路中的这个或任何阶段的信号数据。例如，主机130可以应用额外的数据处理技术来增强信号数据的质量，识别或强调信号数据的各种特性或方面等。主机130和/或探头110内的信号处理部件中的一个或多个信号处理部件可以被实施为硬件、软件或硬件与软件的组合。

图2中的在探头110内的信号路径可供B模式数据和CW多普勒数据共享。图2图示了主机130内的CW多普勒信号路径。CW多普勒信号路径的一些部件可以与B模式信号路径共享(例如，调控264、显示器266)，而其他部件可以专用于CW多普勒处理(例如，集成电路230、壁滤波器255、FFT 262)。主机130能够包括用于基于由探头110获得的超声数据来生成和显示B模式图像的信号处理电路。

图3是图示根据本公开内容的各方面的超声成像系统的示例电路的示意图。图3具体图示了这样一个实施例，其中，组合器222被定位在主机130内(而不是在探头110内)。在一些实施例中，串行器块233可以被包括在探头110内，以通过高速串行链路将ADC数据流式发送到主机130。在这样的实施例中，组合器222可以是数字波束形成器，该数字波束形成器在模拟波束形成器214完成了第一阶段的波束形成之后执行第二阶段的波束形成。可以有利地实施该实施例，以便简化探头110内的信号处理电路。以这种方式，探头110能够更好地满足重量和/或热约束(例如，探头110的最大重量和/或温度)以及提高效率并降低与制造探头110相关联的成本。串行器块233可以额外地包括电流模式逻辑(CML)块。串行器块233可以将从ADC 220或探头110内的任何其他部件接收的信号转换成比特流以传输到主机130。还应当注意，图3所示的系统100和/或图5所示的探头510可以额外地包括与图3所示的串行器块233基本相似的串行器模块。

串行器/CML 233可以将与组合器232和/或ADC 220通信的线路重新布置成高速串行数据流。在一些实施例中，串行器/CML 233可以以比探头110内的其他电路更高的数据速率运行。例如，串行数据流可以以160MHz运行，而超声信号路径内的其他电路可以以20MHz运行。串行器/CML 233可以以与标题为“ULTRASOUND PROBE WITH MULTILINE DIGITALMICROBEAMFORMER”的PCT专利申请PCT/EP2017/070804中公开的串行器相似的方式操作，通过引用将该专利申请整体并入本文。因此，在探头110的信号路径中的一条信号路径中，数字超声数据(例如，B模式数据)能够经由导线296从探头110传输到主机130。导线296可以是双绞线导线。应当理解，探头的实施例能够包括组合器222、串行器233和/或组合器22与串行器233这两者。

图4是根据本公开内容的各方面的利用超声成像系统测量的多普勒频谱的图形表示。显示器266(图2)可以向用户显示类似于多普勒频谱400的多普勒频谱。多普勒频谱400可以描绘患者体内的流体和/或其他目标的速度。沿着多普勒频谱400的方向450上的轴可以指示时间维度。如图4中的方向450所示的时间维度可以是任何合适的单位。例如，方向450可以以秒、毫秒或任何其他合适的单位来测量。沿着多普勒频谱400的方向460可以指示速度。在一些实施例中，该速度可以对应于患者的心脏或血管内的血液速度。在一些实施例中，多普勒频谱速度可以对应于通过心脏内的二尖瓣的血流。沿着方向460所示的速度可以以m/s、cm/s、mm/s或任何其他合适的单位来测量。多普勒频谱400中描绘的值410可以指示在给定时间在患者体内的确定位置处的流体的速度。例如，值410可以对应于当心脏跳动时在心脏内的二尖瓣内或周围的血液的速度。峰值430可以对应于高血流速度的时刻。多普勒频谱400可以额外地描绘一个或多个采样误差420。采样误差420可能是由在前置放大器219的输出处看到的满标度信号转变引起的，这种满标度信号转变是由患者的移动或患者体内的移动或热噪声引起的。采样误差420可能是由与耦合到过驱动前置放大器219的接收孔径中的发射能量相关联的大压摆率声学信号引起的。这种引起满标度信号转变的移动可以包括心跳、普通患者移动、探头移动或在患者的超声检查期间的任何其他突然移动。这些移动可能引起来自I混频器234和/或Q混频器236(图2)的输出的突然变化，从而引起样本之间的偏移和输出信号的大变化。采样误差420可能是由I混频器234和Q混频器236处的方波的边沿的计时的抖动引起的。例如，ADC 220中的采样将根据瞬时抖动来捕获在边沿之前或之后的信号电平。这种不确定性导致满标度采样误差420，在下游处理之后，这会导致多普勒频谱400中的伪影或大的白色尖峰。如下面所讨论的，本公开内容的各方面旨在最大限度地减小和/或消除多普勒频谱400内的采样误差420。

可以以任何合适的格式将多普勒频谱400呈现或描绘给用户。例如，显示器266可以额外地向用户显示与患者的解剖结构相关联的多个度量。在一些实施例中，显示器266可以包括沿着多普勒频谱400的任何合适方向的标度。显示器266还可以包括计算的度量，例如，平均值、趋势、预测结果或任何其他合适的度量。在一些实施例中，多普勒频谱400也可以被称为迹线或频谱迹线。

图5是图示根据本公开内容的各方面的超声成像探头的示例电路的示意图。图5中图示的探头510可以与探头110基本相似。换能器阵列112还可以包括两个换能器/声学元件集合、一个接收换能器集合112a和一个发射换能器集合112b。在一些实施例中，换能器元件可以被称为声学元件。探头510可以包括两个电路块或两条信号路径，与接收换能器集合112a通信的电路520a以及与发射换能器集合112b通信的电路520b。电路520a可以包括限幅器511、低通滤波器512和ADC 220a。电路520b可以包括ADC 220b。电路520a可以经由连接导线522和开关520与电路520b通信。能够执行CW多普勒成像的超声成像系统100可以包括换能器阵列112内的多个换能器元件，并且可以包括多个电路块520a和520b。在一些实施例中，每个ADC 220a和220b可以分别对应于一个电路块520a和520b。

在CW多普勒模式下，换能器元件集合112b(例如，换能器元件的一半)可以用于发射声波，如图5中的箭头552所示。集合112a可以用于接收反射波，如箭头562所示。

在一些实施例中，除了CW多普勒成像以外，超声成像系统100还能够执行各种超声成像功能。例如，超声成像系统100可以执行B模式、C模式、M模式、功率多普勒、彩色多普勒、剪切波、脉冲反转和/或其他成像类型。当执行除了CW多普勒以外的其他超声成像功能时，主机能够控制换能器阵列112内的换能器元件中的一个或多个换能器元件以选择性地由箭头552所示发射声波并由箭头562所示接收反射波。

每个换能器元件可以与ADC通信。例如，接收集合112a的每个换能器元件可以与ADC 220a通信。在一些实施例中，多个换能器元件可以与单个ADC 220a通信(例如，当在ADC220与换能器阵列112之间的探头510中提供模拟波束形成器时)。在这样的实施例中，任何合适数量的换能器元件可以与一个ADC 220a通信。例如，2个、4个、6个、8个或更多个或更大和更小的任何合适值的换能器元件可以与ADC 220a通信。类似地，发射集合112b内的每个换能器元件也可以与ADC220b通信，或者包括前面提到的任何数量的多个换能器元件可以与单个ADC 220b通信。ADC 220a可以与ADC 220b基本相似，并且ADC 220a和220b都可以与本文描述的ADC 220基本相似。

电路520a可以包括限幅器511。限幅器511可以是被配置为限制由接收集合112a内的换能器元件接收的信号的动态范围同时保持良好的信号行为的滤波器。在一些实施例中，限幅器511可以允许低于指定的输入功率或电平的信号不受影响地通过，同时衰减超过阈值的更强信号的峰值。在一些实施例中，限幅器511可以是修剪器、软修剪器，硬修剪器或任何其他类型的适当限幅器。限幅器511可以包括模拟限幅器电路。在一些实施例中，限幅器511的模拟限幅器电路可以包括软限幅器电路。

电路520a可以额外地包括被定位为与限幅器511通信的低通滤波器512。低通滤波器512可以允许频率低于所选择的截止频率的信号并且衰减具有高于截止频率的频率的信号。在一些应用中，低通滤波器512可以被额外地称为高截止滤波器。低通滤波器512可以是任何合适的类型。例如，低通滤波器512可以是巴特沃斯滤波器、切比雪夫滤波器、椭圆滤波器、贝塞尔滤波器、高斯滤波器、RC滤波器、RL滤波器、RLC滤波器或更高阶的无源滤波器。另外，低通滤波器512可以包括任何合适的有源滤波器，并且可以被集成在集成电路内。在一些实施例中，一个限幅器511可以与一个低通滤波器512通信，如图5所示。在其他实施例中，任何合适数量的限幅器511可以与一个低通滤波器512通信，或者反之亦然。限幅器511与低通滤波器512的组合可以为ADC 220提供慢边沿，该慢边沿在存在抖动或运动时引起较小的误差，如前所述。

限幅器511和低通滤波器512这两者可以一起和/或单独地用于减小由换能器元件112a的接收集合内的换能器元件接收的信号的动态范围。限幅器511和低通滤波器512还可以用于降低与由患者体内的移动引起的采样误差420(图4)相似的任何满标度信号转变的影响。这有利地引起更准确和更清晰的多普勒频谱。在一些实施例中，限幅器511和/或低通滤波器512的参数和/或规格可以降低探头510内的功率耗散和热耗散。另外，限幅器511和/或低通滤波器512的参数和/或规格可以被选择和/或被布置为保持从换能器元件的接收集合112a内的换能器元件接收的信号的整体信号完整性，同时适当地减小信号的动态范围，以便不会过度驱动ADC 220a。

在一些实施例中，可以用任何合适的非线性电路来代替限幅器511和/或低通滤波器512。例如，具有压缩型传递函数的非线性电路可以在不使用限幅器511或低通滤波器512的情况下使用，也可以与限幅器511或高通滤波器512组合使用。另外，该电路可以包括模拟增益压缩电路。在一些实施例中，该电路可以经由硬件来实施。在其他实施例中，该电路可以是软件实施方式。

为了增加探头510内的模数转换过程的总体动态范围，探头510可以额外地包括导线522和开关520。导线522可以是任何合适的材料、形状或大小。导线522可以从电路520a的信号路径564延伸到与电路520b的信号路径554通信的开关520。在一些实施例中，每条信号路径564和/或电路520a可以对应于一个接收换能器元件，并且每条信号路径554和/或电路520b可以对应于一个发射换能器元件。在这样的实施例中，信号路径564的数量可以等于信号路径554的数量，使得单条导线522可以与一条信号路径564和一条信号路径554通信。导线522可以被定位在探头510内，使得导线522的一端同ADC 220a与低通滤波器512之间的信号路径564连通。另外，限幅器511和/或低通滤波器512的位置不需要按照图5所示的顺序，而是可以按照任何合适的顺序。导线522的另一端可以与信号路径554连通，并且可以被定位在沿着信号路径554的任何合适的位置处。在其他实施例中，类似于信号路径564，信号路径554可以额外地包括限幅器511和/或低通滤波器512。虽然在图5中仅描绘出一条信号路径564和一条信号路径554，但是应当理解，任何合适数量的信号路径554和/或564都可以被包括在探头510内，使得在探头510内可以有L/2条导线522。

如图5所示，导线522的一端可以与开关520连通。在一些实施例中，当超声成像系统100执行除了CW多普勒以外的成像时，开关520可以被设置到接合信号路径554的位置，使得ADC 220b可以与前置放大器219和换能器元件集合112b通信，而不与信号路径564或导线522通信。当超声成像系统100使用CW多普勒成像对患者体内的感兴趣区成像时，开关520可以被启动以建立与导线522和信号路径564的通信，如图5所示。换句话说，当系统100执行CW多普勒成像时，开关520可以在电路520a与电路520b之间建立通信。当执行CW多普勒成像时，超声成像系统100可以使用换能器元件的发射集合112b来发射声波，如箭头552所示。在这样的配置中，在没有开关520或导线522的情况下，ADC 220b未被使用。在前置放大器219之后，开关520可以有效地将信号路径564与信号路径554进行组合。例如，开关520将ADC220a和220b并联，使得可以使用ADC 220a和ADC 220b这两者将由接收集合112a接收的信号从数字信号转换为模拟信号。信号路径的这种组合将ADC的动态范围提高了至少3dB。类似于开关520和导线522的额外的开关和导线可以存在于探头510和/或主机130内，以便重组信号路径。

在一些实施例中，电路520作用于来自阵列112a的接收部分的模拟信号以限制压摆率。在功能上，限制压摆率的电路能够是修剪电源轨道(例如，电源信号线294)的运算放大器，之后是有源低通滤波器。该电路(和/或块520的其他电路)能够作为集成电路被集成在探头510内。

图6是根据本公开内容的各方面的利用超声成像系统测量的多普勒频谱的图形表示。显示器266(图2)可以向用户显示类似于多普勒频谱600的多普勒频谱。具体地，多普勒频谱600可以是对使用超声成像系统100测量和处理的数据的描绘，该超声成像系统具有与探头510(图5)相似的探头，包括限幅器511、低通滤波器512、开关520和导线522。结果，虽然多普勒频谱600与多普勒频谱400(图4)相似，但是多普勒频谱600也存在差异。具体地，多普勒频谱600可以描绘流体和其他目标的速度，但是由于增加的动态范围，可以包括较少的采样误差420。与图4的图形表示相似，在沿着多普勒频谱600的方向650上的轴可以指示时间维度。沿着多普勒频谱600的方向660可以指示速度，该速度可以对应于患者的心脏或血管内的血液的速度。在一些实施例中，多普勒频谱速度可以对应于通过心脏内的二尖瓣的血流。在多普勒频谱600内描绘的值610可以指示在给定时间在患者体内的给定位置处的流体的速度。然而，多普勒频谱600可能不同于多普勒频谱400，因为多普勒频谱600可能不包括图4的采样误差420或者可能包括较少的图4的采样误差420。部分由于限幅器511和低通滤波器512对减小接收到的信号的动态范围的影响，在多普勒频谱600内，采样误差420可以显著减小或者不存在。另外，由于开关520和导线522增大了探头510内的ADC的总体动态范围，因此多普勒频谱600可能不包括采样误差420或者可能包括较少的采样误差420。

与多普勒频谱400相似，多普勒频谱600可以以任何合适的格式被呈现或描绘给用户。例如，显示器266可以额外地显示与多普勒频谱600相关联的或与患者的解剖结构相对应的多个度量。

图6的多普勒频谱600额外地包括多个区域615。区域615可以对应于被记录并被显示给用户的高速度。这些高速度可以对应于患者的心脏内或患者的脉管系统内的任何其他合适位置中的各种瓣膜的泄漏。例如，患者的心脏内的二尖瓣可能没有完全闭合并且可能泄漏，从而导致当二尖瓣在心脏泵送时应当闭合时，通过二尖瓣的射血速度非常高。因此，本发明对于诊断患者的心脏或脉管系统内的这种状况或类似状况是有用的。

图7是根据本公开内容的各方面的处理器电路的示意图。处理器电路710可以被实施在主机130、图1的探头110或任何其他合适的位置中。一个或多个处理器电路710能够被配置为执行本文描述的操作。处理器电路710能够包括额外的电路或电子部件，例如，本文描述的那些电路或电子部件。在示例中，处理器电路710可以与探头110中的换能器阵列112、电路114、通信接口122、通信接口140、电路134和/或显示器132以及超声系统100(图1)内的任何其他合适的部件或电路通信。如图所示，处理器电路710可以包括处理器760、存储器764和通信模块768。这些元件可以彼此直接或间接通信，例如经由一条或多条总线进行通信。

处理器760可以包括CPU、GPU、DSP、专用集成电路(ASIC)、控制器、FPGA、另一硬件设备、固件设备或它们的任意组合，这些设备被配置为执行本文描述的操作。处理器760也可以被实施为计算设备的组合，例如，DSP与微处理器的组合、多个微处理器、一个或多个微处理器与DSP内核的结合，或者任何其他这样的配置。

存储器764可以包括高速缓冲存储器(例如，处理器760的高速缓冲存储器)、随机存取存储器(RAM)、磁阻RAM(MRAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、闪速存储器、固态存储设备、硬盘驱动器、其他形式的易失性和非易失性存储器或者不同类型的存储器的组合。在实施例中，存储器764包括非瞬态计算机可读介质。存储器764可以存储指令766。指令766可以包括当由处理器760运行时使处理器760执行本文参考探头110和/或主机130(图1)描述的操作的指令。指令766也可以被称为代码。术语“指令”和“代码”应被广义地解读为包括任何类型的(一个或多个)计算机可读语句。例如，术语“指令”和“代码”可以指一个或多个程序、例程、子例程、函数、过程等。“指令”和“代码”可以包括单个计算机可读语句或多个计算机可读语句。

通信模块768能够包括任何电子电路和/或逻辑电路，以促进处理器电路710、探头110和/或显示器之间的直接或间接数据通信。在这一点上，通信模块768能够是输入/输出(I/O)设备。在一些实例中，通信模块768促进处理器电路710和/或探头110(图1)和/或主机130(图1)的各种元件之间的直接或间接通信。

图8是根据本公开内容的各方面的超声成像方法800的流程图。方法800的一个或多个步骤能够由超声成像系统100的处理器电路(包括例如处理器760(图7))执行。如图所示，方法800包括许多列举的步骤，但是方法800的实施例可以包括在列举的步骤之前、之后或之间的额外步骤。在一些实施例中，所列举的步骤中的一个或多个步骤可以被省去，以不同的顺序执行，或者同时执行。方法800的步骤能够由超声成像系统100内的任何合适的部件来执行，并且所有步骤不需要由同一部件来执行。

在步骤805处，方法800包括生成模拟超声信号。命令信号可以在主机130处生成，并且经由信号线292被传输到探头110。脉冲发生器218因此可以生成信号以激励换能器元件的发射集合112b以生成超声波(图5)。接收集合112a的换能器然后可以接收从患者的解剖结构中的特征反射的回波信号，并且生成表示超声回波的模拟电信号。所生成的模拟超声信号然后可以被传输到电路520a(图5)。

在步骤810处，方法800包括限制模拟信号的压摆率，以便不会过度驱动模数转换器，从而消除与运动和抖动相关联的伪影。在一些实施例中，模拟信号的压摆率可以被限制在探头内，以匹配或不超过能够由ADC 220(图5)或者在探头510或系统100内的任何其他部件处理的压摆率，使得有利地避免了心动周期内的血流速度的图形表示中的伪影。

在步骤815处，方法800包括将模拟超声信号转换为数字超声信号。如前所示，可以任选地经由模拟波束形成器214来减小反射的超声能量。然后，可以将与反射波相对应的模拟信号传输到ADC220、220a或220b，以从模拟超声信号转换为数字超声信号。然后，在经由线缆290将数字信号传输到主机130之前，可以经由图2的组合器222或任何其他合适的部件对数字信号进行进一步的波束形成、多路复用或以其他方式组合。在一些实施例中，可以经由位于主机130内的组合器222将数字超声信号进行波束形成和/或以其他方式组合，如图3所示。

在步骤820处，方法800包括基于数字超声信号来生成数字CW多普勒信号。可以基于接收到的数字超声波经由任何合适的方法来生成CW多普勒信号。例如，数字I/Q混频器能够接收数字超声信号并且在主机130内生成数字CW多普勒信号。

在步骤825处，方法800包括处理数字CW多普勒信号。对数字CW多普勒信号的处理可以包括任何合适的数据处理组成部分或流程，包括经由低通滤波器、高通滤波器或任何合适类型的滤波器进行滤波。数据处理可以额外地包括窗口化、求和、平均化、平滑化、从一个域到另一个域的变换(例如，快速傅里叶变换)，以及任何其他合适的调控，以提高整体数据质量、清晰度或呈现程度。另外，数字信号处理可以经由处理器、以软件形式或利用硬件(例如通过主机130内的物理电路)或经由任何其他合适的方法或形式来完成。

在步骤830处，方法800包括生成心动周期内的血流速度的图形表示。该图形表示可以包括任何合适的数据呈现手段。例如，图形表示可以包括数据列表，该数据列表包括时间、速度、维度或与患者的解剖结构内的被成像目标的位置相关的数据。图形表示可以额外地包括与图4和/或图6所描绘的多普勒频谱相似的多普勒频谱。图形表示还可以包括可以向用户传达关于患者的健康或身体状态的信息的任何合适的标绘图、图片或描绘。图形表示还可以包括与患者的解剖结构或CW多普勒图形相关的任何前述度量。

在步骤835处，方法800包括将心动周期内的血流速度的图形表示输出到显示器。任何先前提到的图形表示都可以被输出到显示器132。这样的图形表示可以在超声医师进行超声检查时实时显示，也可以在稍后的时间显示。由超声成像系统100生成的图形表示可以结合处理器电路710被存储在存储器764中，也可以被存储在基于云的服务器或类似设备上。还可以伴随任何图形表示向用户显示与患者的健康或身体状态相关联的任何合适度量，所述度量要么基于利用超声成像系统100收集的数据，要么是利用其它仪器或流程或者根据在不同时间的各种不同检查获得的。

图9A是图示根据本公开内容的各方面的示例超声换能器阵列912的示意图。超声换能器阵列912包括被布置成子阵列920的多个超声换能器910。

图9A所示的换能器阵列912可以是超声元件910的1.X维或二维矩阵。换能器阵列912可以与图1和/或图2的换能器阵列112基本相似。在其他实施例中，换能器阵列912也可以是一维线性阵列或任何其他合适类型的阵列。如先前关于换能器阵列112所提到的，换能器阵列912可以包括任何合适数量的换能器元件910。换能器元件910可以被布置在换能器阵列912内的多个子阵列920中。除了其他合适的术语以外，子阵列920可以被额外地称为组或拼片。每个子阵列920可以包括四个换能器元件910或任何其他合适数量的换能器元件910。例如，子阵列920可以包括2个、4个、6个、8个、10个、12个或更多个换能器元件910以及它们之间的任何合适数量的换能器元件。另外，在一些实施例中，每个子阵列920不需要包括相同数量的换能器元件910，但是每个子阵列920可以根据任何合适的布置或图案而变化。需要注意的是，图9A所示的子阵列920之间的间距不一定指示阵列内的物理间距或间隔。例如，阵列中的换能器元件中的每个换能器元件与每个相邻元件之间能够具有相同的空间(无论该元件是否是同一子阵列的部分)。取而代之的是，图9A所示的间距能够图示子阵列分组。

图9B是图示根据本公开内容的各方面的模拟波束形成器930的示例电路的示意图。模拟波束形成器930可以与图2的模拟波束形成器214基本相似。图9B提供了可以被实施在超声探头内的模拟波束形成器930的更详细视图。模拟波束形成器930包括多个发射脉冲发生器932、前置放大器934、延迟电路940、求和部件950和向这些部件中的任一部件提供功率、时钟和/或控制信号的导线990。图9B额外地描绘了包括多个超声换能器元件910的一个子阵列920。图9B所示的子阵列920可以是图9A所示的子阵列920中的一个子阵列，也可以是不同的子阵列。

发射脉冲发生器932可以与图2的脉冲发生器218基本相似。具体地，发射脉冲发生器932可以从主机接收命令信号，并且响应于这些命令信号而发射高电压脉冲来激活超声元件910以发射传播到患者的解剖结构中的超声能量。因此，每个超声元件910可以对应于发射脉冲发生器932和/或与发射脉冲发生器930通信。

图9B额外地描绘了多个前置放大器934。前置放大器934可以与图2的前置放大器219基本相似。前置放大器934可以放大从超声元件910接收的信号，以通过例如降低噪声本底来提高接收到的信号的质量。

多个延迟电路940可以与模拟波束形成器930内的前置放大器934通信。延迟电路940可以是任何合适的类型。例如，延迟电路940可以包括用于模拟波束形成器930的模拟延迟电路。延迟电路940可以将延迟分布应用于从超声换能器910接收的信号，以便执行与子阵列920内的所有元件相关的波束形成或部分波束形成。这样的延迟分布可以经由任何合适的方法被提供给延迟电路940。例如，在一些实施例中，导线990内的与控制或时钟数据相对应的导线可以与延迟电路940通信，并且可以规定针对延迟电路940的延迟分布。

图9B额外地描绘了求和部件950。求和部件950可以是模拟加法器电路、求和混频器或用于对信号求和的任何合适的电子部件。求和部件950与延迟电路940的相应输出通信。在这样的配置中，可以以模拟方式对从每个延迟电路940输出的信号进行求和。在其他实施例中，求和部件950可以包括任何合适的电路或配置，从而以其他方式组合来自延迟电路940的输出的信号。求和部件950的输出然后可以与来自图2的一个或多个T/R开关216通信，并且由模拟波束形成器930组合的信号可以如已经描述的那样或者以任何其他合适的方式在探头110和/或主机130内被进一步处理和/或组合。

本领域技术人员将认识到，能够以各种方式修改上述装置、系统和方法。因此，本领域普通技术人员将意识到，本公开内容所涵盖的实施例不限于上述特定的示例性实施例。在这方面，虽然已经示出和描述了示例性实施例，但是在前述公开内容中能够预想到各种各样的修改、改变和替换。应当理解，在不脱离本公开内容的范围的情况下，可以对前述内容进行这样的变化。因此，适于以与本公开内容一致的方式广义地解释权利要求。

Claims (15)

1.一种超声系统，包括：

换能器阵列，其被配置为生成模拟超声信号；

第一模数转换器(ADC)，其与所述换能器阵列通信，其中，所述第一ADC被配置为将所述模拟超声信号转换为数字超声信号；以及

处理器电路，其与所述第一ADC通信，其中，所述处理器电路包括数字同相/正交(I/Q)混频器，所述数字I/Q混频器被配置为基于所述数字超声信号来生成数字连续波(CW)多普勒信号，并且其中，所述处理器电路被配置为：

处理所述数字CW多普勒信号；

生成多个心动周期内的血流速度的分布的图形表示；并且

将所述图形表示输出到与所述处理器电路通信的显示器。

2.根据权利要求1所述的系统，还包括：

模拟限幅器电路，其被通信性设置在所述换能器阵列与所述第一ADC之间。

3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述模拟限幅器电路包括软限幅器电路。

4.根据权利要求2所述的系统，还包括：

低通滤波器，其被通信性设置在所述模拟限幅器电路与所述第一ADC之间。

5.根据权利要求1所述的系统，还包括：

模拟增益压缩电路，其被通信性设置在所述换能器阵列与所述第一ADC之间。

6.根据权利要求1所述的系统，还包括：

第二ADC，

其中，所述换能器阵列包括第一声学元件和第二声学元件，

其中，所述第一ADC与所述第一声学元件相关联，并且所述第二ADC与所述第二声学元件相关联。

7.根据权利要求6所述的系统，还包括：

开关，其被配置为选择性地在所述第二ADC与所述第一声学元件或所述第二声学元件之间建立通信，

其中，当所述第二声学元件是发射元件并且所述第一声学元件是接收元件时，所述开关在所述第二ADC与所述第一声学元件之间建立通信。

8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器电路还包括：

数字低通滤波器，其被通信性设置在所述数字I/Q混频器与所述显示器之间；以及

数字高通滤波器，其被通信性设置在所述数字低通滤波器与所述显示器之间。

9.根据权利要求1所述的系统，还包括：

超声探头，其包括壳体和被配置为传输所述数字超声信号的线缆；以及

主机系统，其经由所述线缆与所述超声探头通信，

其中，所述换能器阵列被耦合到所述超声探头的所述壳体，

其中，所述第一ADC被设置在所述壳体内，并且

其中，所述处理器电路被设置在所述主机系统内。

10.根据权利要求9所述的系统，还包括：

前置放大器，其被定位在所述换能器阵列与被设置在所述超声探头的所述壳体内的所述第一ADC之间。

11.根据权利要求9所述的系统，还包括：

用于组合数字超声信号的电路。

12.根据权利要求11所述的系统，其中，所述用于组合数字超声信号的电路被定位在所述超声探头的所述壳体内。

13.根据权利要求11所述的系统，其中，所述用于组合数字超声信号的电路被定位在所述主机系统内。

14.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器电路被配置为：

处理所述数字超声信号；

生成心脏的超声图像；并且

将所述超声图像输出到所述显示器。

15.一种方法，包括：

生成模拟超声信号；

将所述模拟超声信号转换为数字超声信号；并且

基于所述数字超声信号来生成数字连续波(CW)多普勒信号；

处理所述数字CW多普勒信号；

生成多个心动周期内的血流速度的分布的图形表示；并且

将所述图形表示输出到与所述处理器电路通信的显示器。

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