CN102245316A - 超声换能器探头的前端电路 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种超声换能器探头100，其具有用于发射超声发射脉冲和接收响应于这些发射脉冲的回声信号的换能器元件110的阵列。更确切地说，本发明涉及预先连接到这种超声换能器探头的前端电路300、300’或300”，其中所述前端电路可以例如被实现为具有规定受限供应电压U in1的给定输入电压限制的专用集成电路(ASIC)，所述前端电路包括发射级301，所述发射级包括分支的电压控制线302或多根线，其中两个发射支路302a和302b分别被连接到每个换能器元件110的不同终端以便向这些换能器元件中的每一个提供差分激励或脉冲电压U op，该差分激励或脉冲电压的幅值水平高达由电压控制线302供应的单端前端电路300、300’或300”的电压水平U in1的两倍。

Description

超声换能器探头的前端电路
技术领域
本发明涉及一种超声换能器探头(扫描头)，其具有用于发射超声发射脉冲并接收响应于这些发射脉冲的回声信号的换能器元件的阵列。更确切地说，本发明涉及一种预先连接到这种超声换能器探头的前端电路，其中所述前端电路可以例如被实现为具有规定受限供应电压的给定输入电压限制的专用集成电路(ASIC)，所述前端电路包括发射级，所述发射级包括分支的电压控制线或多根线，其中两个发射支路分别被连接到每个换能器元件的不同终端以便向这些换能器元件中的每一个提供差分激励或脉冲电压，该差分激励或脉冲电压的幅值水平高达由所述电压控制线供应的单端前端电路的电压水平的两倍。在此背景下，提出一种桥接放大器拓扑，其包括集成在两个发射支路中的每一个中的至少一个发射放大器或脉冲发生器，其中这些发射支路中的第一个中的发射放大器提供对应于非反相输入信号的输出信号，并且所述发射支路中的第二个中的发射放大器提供对应于反相形式的所述输入信号的输出信号，从而高达超声换能器的前端供应电压的电压幅值的两倍的电压水平被置于每个换能器元件两端，而不需要在专用集成电路的电压供应输入处提供这一双倍的电压水平，从而能够利用相同的IC加工工艺来使得换能器元件上的电压摆幅加倍。
背景技术
超声医学诊断系统被用于通过用超声信号扫描目标区域来生成患者体内的解剖结构的超声检查图像。典型地，大致在2.0MHz与10MHz之间的超声信号经由超声换能器探头被发射到患者体内。所发射的超声能量被患者的身体部分地吸收、分散、折射和反射，并且所反射的超声能量在换能器探头处被接收，在此它被转换成能够被评估并进一步处理的电子回声信号。在很多常规超声系统中，例如可以假设所接收的回声信号经历波束形成。随后，经波束形成的信号可以被处理以分析回声、Doppler效应和流动信息并且获得患者体内的感兴趣的目标解剖结构或组织区域的超声检查图像。
发明内容
在现今市场上可获得的小型便携超声机的常规设计中，前端电路可能装配有通过具有规定受限供应电压的给定输入电压限制的集成电路实现的发射器单元，并且可能的情况是用于加工这一集成电路的工艺不能够处理常规超声探头为得到足够的声学发射功率通常所需要和期望的那些高电压水平。对于其他应用，例如导管和内部探头，如用于经食道超声心动图(TEE)的内窥镜超声探头，可能必须使用具有低电压的探头以便降低对患者的任何潜在风险并且通过提供更薄的绝缘层来使探头的尺寸最小化。
因此本发明的一个目的是寻找一种方式来将前端电路的发射部分(以及接收部分)集成到超声机内，且同时考虑到关于前端电路的输出功率和集成电路的输入电压的上述限制。在这一背景下，本发明特别致力于解决在不需要改变用于加工前端的集成电路的工艺的情况下获得较高发射电压的问题。
鉴于这一目的，本发明的第一示例性实施例涉及一种超声换能器探头的前端电路，该超声换能器探头包括用于发射超声发射脉冲并接收响应于这些发射脉冲的回声信号的差分连接换能器元件的阵列，其中，所述前端电路包括具有两个分离的发射支路的发射级，这两个发射支路分别连接到每个换能器元件的不同终端以便向这些换能器元件中的每一个提供差分激励或脉冲电压，该差分激励或脉冲电压的幅值水平由经由两个发射支路馈送到相应换能器元件的前端电路的输入控制信号的差值给出。
根据这一实施例的第一方面，所提出的前端电路可以还包括具有集成到所述两个发射支路中每一个中的至少一个发射放大器的桥接放大器拓扑，所述两个发射支路被用于向每个换能器元件提供所述差分激励或脉冲电压，其中，这些发射支路中第一个中的发射放大器提供第一输出信号，该第一输出信号由被放大了增益因子倍后的非反相形式的所述前端电路的输入控制信号之一给出，且其中，这些发射支路中第二个中的发射放大器提供第二输出信号，该第二输出信号由被放大了相同增益因子倍后的反相形式的相同输入控制信号给出。例如，如果所述输入控制信号是由输入电压给出的，则可以假设差分激励或脉冲电压的幅值水平高达这一输入电压的电压水平的两倍。
这些发射放大器由此可以被实现为由线性输入控制信号控制的两个线性放大器。在这种情况下(其代表本发明的一个优选实施例)，非反相输入控制信号被供应给一个放大器，且反相输入控制信号被馈送给另一放大器。可以通过使两个放大器之一为反相放大器来实现相同的效果，在该情况下可以向两个放大器供应相同的输入控制信号。
作为替代，根据这一实施例的第二方面，所提出的前端电路可以包括具有集成到两个发射支路中每一个中的至少一个发射脉冲发生器的桥接放大器拓扑，所述两个发射支路被用于向每个换能器元件提供差分激励或脉冲电压，其中，这些发射支路中第一个中的发射脉冲发生器提供第一输出信号，该第一输出信号的幅值水平由馈送到该第一发射支路中的发射脉冲发生器的输入端的第一组数字控制信号设定，且其中，这些发射支路中第二个中的发射脉冲发生器提供第二输出信号，该第二输出信号的幅值水平由馈送到该第二发射支路中的发射脉冲发生器的输入端的第二组数字控制信号设定。
该特殊的放大器(或脉冲发生器)由此以桥接模式进行操作。每个换能器元件因此横跨两个相关联的放大器的输出端口连接并且被供应高达馈送到所述放大器的电压供应端的输入电压的电压水平的两倍的电压水平。使用这一电路拓扑意味着在效果上使所使用的放大器的数量加倍。所提出的电路使得有可能用相同的IC工艺使前端电路的供应端口处的单端供应电压的幅值水平加倍，并且进一步暗示存在以下优点：获得较高的发射功率并因此增加穿透力或信噪比而不需要改变现有扫描头声学设计且不需要增加前端电路的供应电压相对于接地电位的幅值水平。此外，万一意欲维持发射功率而不是增加该功率或者在发射功率、穿透力、信噪比和声学堆叠设计及成本之间进行折中，则所提出的前端电路还允许使用较不昂贵的扫描头设计。
根据本发明的特定方面，还可以假设所述发射放大器或发射脉冲发生器的输出端口通过倒装芯片、柔性电路或其他类型的互连连接到换能器阵列的相关联的换能器元件。亦即，前端放大器与扫描头中的换能器元件处于同一封装体内，因此使得放大器与扫描头之间的长线缆连接变得不必要。
优选地，根据本发明的特定方面，可以预见到所述发射放大器或发射脉冲发生器被集成到所述超声换能器探头中，并且所提出的前端电路被实现为所述超声换能器探头的专用集成电路。
根据本发明，所提出的前端电路可以还包括提供表示所述回声信号的输出信号的差分接收级。该接收级由此可以将所述至少一个换能器元件的每个终端连接到相关联的低噪声放大器。
除此之外，本发明还涉及一种新型的超声换能器探头。尽管常规扫描头装配有具有公共接地电位的单端换能器元件，但是所述的换能器元件被供应用于接地和信号的两根电线，可以假设所提出的超声换能器探头装配有差分连接的换能器元件，即装配有不具有任何接地电极的换能器元件。
因此，本申请的第二示例性实施例涉及一种超声诊断成像系统，其包括具有差分连接的换能器元件的阵列的超声换能器探头，用于发射超声发射脉冲并接收响应于这些发射脉冲的回声信号。根据本发明，由此可以假设所述系统装配有如上面参考所述第一示例性实施例所述的集成前端电路。
根据该第二示例性实施例的优选方面，要求保护的超声诊断成像系统可以有利地装配有集成微波束形成器系统。
附图说明
下面将以示例方式相对于下文描述的实施例和相对于附图阐述本发明的这些和其他有利特征和方面。其中，
图1示出根据现有技术的常规超声成像系统的大尺度的部件；
图2a示出根据现有技术的超声成像系统中的多线波束形成的常规实现方式；
图2b示出根据现有技术的另一超声成像系统中的子阵列多线波束形成的常规实现方式；以及
图3a示出根据本发明的超声换能器探头的前端电路；
图3b示出图3a所示的超声换能器探头的前端电路的模拟实现方式；
图3c示出图3a所示的超声换能器探头的前端电路的数字实现方式；
图4a示出根据图3b所示的模拟实现方式的超声换能器探头的前端电路的第一发射支路中的发射放大器级的输出端处的第一模拟电压的波形；
图4b示出根据图3b所示的模拟实现方式的超声换能器探头的前端电路的第二发射支路中的发射放大器级的输出端处的第二模拟电压的波形；以及
图4c示出用于操作超声换能器探头的换能器阵列的至少一个差分连接的换能器元件的激励或脉冲电压的波形，所述激励或脉冲电压由所述第一和第二模拟电压的差值给出。
附图标记列表
Figure BDA0000067221020000051
Figure BDA0000067221020000061
Figure BDA0000067221020000071
具体实施方式
在下面，将针对特别的细节并参考附图详细解释本发明的不同实施例。
图1描述了从WO 2006/035384 A1所知的一种常规超声系统，其包括超声换能器组件(在本领域被称为“超声换能器”、“换能器探头”或“扫描头”)100。在超声检查过程中，当生成超声检查图像时，主治医师手持超声换能器(将电信号转化成要发射的超声信号并且同时接收反射的超声波的设备)，将换能器面(发射声波并接收反射的声波的扫描头或表面)抵靠患者的皮肤放置并且使其在患者的解剖结构的不同部分之上移动，从而获得一组期望的超声检查图像。为了确保换能器(有时也被称为“探头”或“换能器探头”)与患者之间的良好接触，可以使用高粘度水溶胶，从而在换能器滑过患者的皮肤的同时，扫描头发射声波并拾取反向散射的回声。然后计算机将分析所述回声并在监测屏上显示超声检查图像，而所述回声的形状和强度将取决于乳房组织的密度。例如，在超声乳房成像中，如果填充有流体的囊肿被成像，大多数的声波将穿过该囊肿并且发射微弱的回声。然而，如果固体肿瘤被成像，声波将会被肿瘤弹回，并且回声的模式将会被计算机翻译成图像，该图像将被主治医师识别为指示固体物质。患者将感受到来自换能器的轻微压力，但是她听不到这些高频声音。
常规地，诸如换能器探头100的超声换能器组件通过线缆120被连接到基础超声系统130。基础超声系统130包括处理和控制装置132以及显示器133。本领域技术人员将注意到，该换能器探头可以很容易被构造成包括连接到基础超声系统的无线连接以替代线缆120，并且驱动波束形成器的软件可以被容易地修改以接收和处理来自换能器探头的无线信号(例如无线电发射；参见US 6,142,946)。
在换能器探头中发射和接收超声波的系统部件可以在各种超声系统中被不同地实现。在图1的超声系统中，换能器探头100的面101(其被放置为抵靠受试者的肉体以执行成像)包括发射和接收超声波的压电元件(有时被称为“换能器元件”)的阵列110。在使用此种阵列的超声系统中，通过所谓的“波束形成”的过程来生成超声波(并且得到的信号被解释)，该过程主要在信号处理硬件和软件中执行。在发射时，换能器阵列110中的各个压电元件被以特定模式激励，以便形成和聚焦一个或多个超声波束。当接收时，由换能器阵列110中的各个压电元件接收的信号信息被延迟、组合或以其他方式操纵，以便形成一个或多个超声波束的电子表示(即波束形成)。
一种特别的公知波束形成实践被称为多线波束形成。在“多线波束形成”中，换能器阵列110发射单一的超声波束，而接收波束形成器电子电路对具有不同取向的若干接收超声波束进行合成。最古老且最基本的多线波束形成方法是使用并行操作的多个单线波束形成器，诸如Augustine的US 4,644,795中所描述的，该文献通过引用合并于此。在这种布置中，换能器阵列中的每个元件被连接到波束形成器的一信道。这些信道中的每一个对来自其对应元件的信号施加延迟，这些延迟适于导向并聚焦由波束形成器形成的波束。经波束形成器的每个信道延迟的信号被组合以形成独特导向并聚焦的波束，并且由并行操作的波束形成器同时产生的多个波束被用于形成多线超声图像。
图2a示出了具有从WO 2006/035384 A1所知的常规多信号线波束形成架构的超声成像系统的示例，其中换能器阵列210(包括超声换能器探头200)的每一个换能器元件211具有一信道，在该信道上任何接收的信号经由线缆220被传输到基础超声系统130中的处理模块232。由元件211接收的信号可以或可以不在换能器中被调节(例如阻抗匹配)并且然后经由线缆220被传输到基础超声系统。处理模块232获得仍然是模拟形式的接收信号并且利用模数(A/D)转换器233将它们转换成数字信号。然后所得到的数字信号被数字延迟器234延迟并且被加法器235加在一起以形成聚焦到成像平面内任何期望点处的声学接收灵敏度分布。
如果换能器阵列210中被采样的元件211的数量保持相当低，即低于大约200个元件(传统波束形成器具有128个信道)，则这一方法是足够的。如果换能器阵列210具有数以千计的声学元件211，该特定的处理方案需要使用来自这些元件中的每一个的样本，则线缆220将必须承载数以千计的信道。这种方案将需要大得难以实现的线缆以及比从标准电出口(大多数超声系统的典型功率源)可获得的更多的电力。由于这些及其他原因(包括这种线缆及相关联的电子电路的过高的成本)，当完全采样换能器阵列中可用的大约300，300’或300”0个元件时，图2a所示的方法是不切实际的。
这一复杂性问题的已知解决方案被称为“子阵列波束形成”或“微波束形成”。图2b中简略示出了具有从WO 2006/035384 A1所知的微波束形成架构的超声成像系统的示例，其能够实现微波束形成过程。详细的过程被充分描述在Bernard Savord和Rod Solomon的题为“Fully Sampled MatrixSensor for Real Time 3D Ultrasonic Imaging”的论文(Paper 3J-1，Proceedingsof the 2003 IEEE Ultrasonics Symposium，Oct.5-8，2003(IEEE Press))中以及US 5,318,033中。前述文献均通过引用合并于此。如该论文和美国专利所述并且如图2b所示，子阵列波束形成需要将波束形成功能分成两级，第一级发生在换能器200中，且第二级发生在基础超声系统130的处理模块232中。通过在换能器200内部的第一级中执行部分波束形成，要经由线缆220传输到基础超声系统130所需的信道的数量被显著减少。
如图2b所示，换能器阵列210中的各个元件211被分组成子阵列240-1至240-n。每个子阵列240中的每个元件211具有前置放大器241和低功率模拟延迟器242。每个子阵列240具有子阵列加法器245，以用于将该子阵列中经适当延迟的模拟信号组合到一个信道中。可以用在第一级中的低功率模拟延迟技术的示例包括混频器、移相器、电荷耦合器件(CCD)、模拟随机存取存储器(ARAM)、采样保持放大器和模拟滤波器等。所有这些技术具有足够的动态范围并且使用足够低的功率以允许它们被集成到专用集成电路(ASIC)内，所述ASIC能够配合到换能器200内部以执行微波束形成应用。
当执行微波束形成时，不同的批量延迟可以被应用于每个子阵列信号，其中每个批量延迟相对于其他子阵列对每个子阵列施加适当的延迟。来自子阵列240-1至240-n的经部分波束形成的模拟信号经由线缆220在信道222-1至222-n上被传输到基础超声系统130中的处理模块232。子阵列模拟信号被A/D转换器233转换成数字信号，被数字延迟器234适当延迟，并且然后被最终的加法器235组合。上文中讨论的批量延迟可以由数字延迟器234实现。
虽然是不间断的，但包括子阵列的换能器元件可以在换能器阵列上形成多种形状或图案。例如，在矩形形状的换能器阵列中，每一列换能器元件可以形成子阵列。这类构造在US 6,102,863、US 5,997,479、US 6,013,032、US 6,380,766和US 6,491,634中有所描述，每个文献都通过引用合并于此。在专利US 6,102,863中，在换能器中执行“高度(elevation)”波束形成(即组合每一列元件中的信号)，同时通过超声系统中的处理模块执行“方位(azimuth)波束形成”(即对之前组合的列的每一行进行组合)。
在图3a中，示出了根据本发明的超声换能器探头的前端电路300，其中所述前端电路包括具有两个分离的发射支路302a和302b的发射级301，这两个发射支路分别连接到每个换能器元件110(此处由压电元件305给出)的不同终端以便向这些换能器元件中的每一个提供差分激励或脉冲电压U op，该差分激励或脉冲电压的幅值水平由前端电路的输入电压U in1和U in2的差值给出，其中这些输入电压经由两个发射支路302a和302b馈送到相应换能器元件110。
图3a所示的超声换能器探头的前端电路300的模拟实现方式300’在图3b中示出。其中，应用了桥接放大器拓扑，其包括集成到两个发射支路302a和302b中每一个中的至少一个发射放大器304a、304b，所述两个发射支路被用于向每个换能器元件110提供差分激励或脉冲电压U op，其中这些发射支路中第一个(302a)中的发射放大器304a提供第一输出信号U op1，所述第一输出信号由非反相形式的前端电路的输入电压U in1给出(U op1＝+k·U in1)，其中k表示放大器304a和304b的增益，且其中这些发射支路中第二个(302b)中的发射放大器304b提供第二输出信号U op2，所述第二输出信号由反相形式的相同输入电压给出(U op2＝-k·U in1)。
所提出的电路由此包括在处于前端电路300’的电压供应输入处的单一模拟线302(或多条数字控制线)与扫描头100中的相关联的换能器元件110(其例如可以由压电元件305给出)之间的差分连接。由于差分电路设计的原因，所提出的前端电路不具有公共接地电位。根据本发明的前端电路可以利用常规发射放大器304a和304b来实现，其中在前端电路300’与扫描头100中的换能器阵列的特定换能器元件110之间需要差分线缆307。另一方面，传统上使用并非差分的同轴线缆。因此，需要一些其他类型的线缆，例如双绞线线缆。
另一个优选实现方式将是在扫描头100中实现桥接发射放大器304a和304b。在这种情况下，所述放大器可以经由集成柔性电路被连接到换能器元件110。在这种情况下，会很容易设计直接连接到换能器元件110的柔性电路。
如图3b所示，本发明的另一重要方面是在每个发射放大器304a、304b的输出端口与每个相关联的换能器元件110之间提供直接电连接307。应该注意，当需要从差分到单端的电隔离或电转换时，通常在中间放置变压器。然而，已经认识到，由于扫描头100中的部件的接近性，实现这种连接的电线的长度是足够小的，以致能够完成到扫描头元件的直接差分连接并且消除对变压器的需求。
应该注意，图3b仅示出了用于单一信道和单一换能器元件110的所提出的电路设计，对于在扫描头100中具有多于一个信道和多于一个换能器元件的电路设计，将必须针对换能器阵列中的所有换能器元件复制所提出的电路设计。还应该注意，根据本发明，扫描头中的ASIC是优选的，其实现图3b所示的前端电路300’的功能，并且还可以合并有波束形成器功能(微波束形成)，该波束形成器功能控制超声换能器探头100生成聚焦的或非聚焦的超声波束并且控制接收信道的波束形成。在所提出的设计中，实现前端电路300’的专用集成电路并不必须处于倒装芯片配置，至少对于规则的扫描头阵列不必。所述ASIC(不论是否为倒装芯片配置)可以代替地安装在印刷电路板(PCB)组件上，该组件可以经由柔性电路连接到声学元件。
对于在其中前端电路被直接连接到换能器元件110的输入端口的超声换能器探头，可以提供适当的声学设计以使得其有可能不具有公共接地端。
图3a所示的超声换能器探头的前端电路300的数字实现方式300”在图3c中示出。这一数字实现方式包括集成在两个发射支路302a和302b中每一个中的至少一个发射脉冲发生器304a’、304b’，所述两个发射支路被用于向每个换能器元件110提供差分激励或脉冲电压U op，其中这些发射支路中第一个(302a)中的发射脉冲发生器304a’提供第一输出信号U op1，其幅值水平是由馈送到该第一发射支路302a中的发射脉冲发生器304a’的输入端的第一组数字控制信号S1设定的，且其中这些发射支路中第二个(302b)中的发射脉冲发生器304b’提供第二输出信号U op2，其幅值水平是由馈送到该第二发射支路302b中的发射脉冲发生器304b’的输入端的第二组数字控制信号S2设定的。
利用如前所述的前端电路来操作例如超声换能器探头(扫描头)的医学探头可以有效地使前端电路的供应电压的幅值水平加倍，并因此使前端电路的可实现的输出功率增大到四倍。
图4a示出了根据图3b所示的模拟实现方式的超声换能器探头的前端电路300’的第一发射支路302a中的发射放大器304a的输出端处的模拟输出电压U op1的波形。由图4a可以看出，输出电压U op1达到实现上述前端电路的功能的集成电路的IC加工工艺所能够处理的最大正电压水平(U op1，max＝+U HV)。
图4b示出了根据图3b所示的模拟实现方式的超声换能器探头的前端电路300’的第二发射支路302b中的发射放大器304b的输出端处的模拟输出电压U op2的波形。由图4b可以看出，输出电压U op2达到该IC加工工艺所能够处理的最小负电压水平(U op2，min＝-U HV)。
图4c示出了用于操作超声换能器探头的换能器阵列的至少一个差分连接的换能器元件305的激励或脉冲电压U op的波形，其中所述激励或脉冲电压是由所述第一和第二模拟电压U op1的U op2差值给出的。如根据本发明所提供的，激励或脉冲电压U op可以因此被加倍而不用改变IC加工工艺。
发明的应用
本发明可以有利地应用于小型超声机和需要使用前端集成电路的其他应用的领域，该前端集成电路是利用相对低电压加工工艺加工的，或者为了尺寸、成本或安全原因而降低超声换能器探头的工作电压。本发明的主要应用在于低成本、小型的超声机，其中使用了具有集成波束形成功能的扫描头。针对这些应用，本发明提供一种使用相对廉价的声学设计的手段并且用于在给定IC加工工艺的给定电压限制下供应明显较高的激励或脉冲电压。
虽然在附图和前面的说明书中已经详细地图示和描述了本发明，但是这种图示和描述应被视为是说明性或示例性的而非限制性的，这意味着本发明并不局限于所公开的实施例。通过研究附图、公开内容以及随附的权利要求，本领域技术人员在实施要求保护的本发明时能够理解并想到对所公开的实施例的其他变化。在权利要求中，词语“包括”并不排除其他元件或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”并不排除多个。此外，权利要求中包含的任何附图标记不应被解读为限制本发明的范围。

Claims (11)

1.一种超声换能器探头(100)，其包括：
-差分连接的换能器元件(110)的阵列，其用于发射超声发射脉冲并接收响应于这些发射脉冲的回声信号，
-前端电路(300，300’或300”)，其包括具有两个分离的发射支路(302a，302b)的发射级(301)，这两个发射支路分别连接到每个换能器元件(110)的不同终端以便向这些换能器元件(110)中的每一个提供差分激励或脉冲电压(U op)，该差分激励或脉冲电压的幅值水平由差值(U op1-U op2)给出，其中U op1和U op2由经由所述两个发射支路(302a，302b)馈送到相应换能器元件(110)的所述前端电路的输入控制信号(U in1，U in2)给出。
2.如权利要求1所述的超声换能器探头，
其包括具有集成到所述两个发射支路(302a，302b)中每一个中的至少一个发射放大器(304a，304b)的桥接放大器拓扑，所述两个发射支路被用于向每个换能器元件(110)提供所述差分激励或脉冲电压(U op)，其中，这些发射支路中第一个(302a)中的发射放大器(304a)提供第一输出信号(U op1)，该第一输出信号由被放大了增益因子(k)倍后的非反相形式的所述前端电路的输入控制信号之一(+k·U in1)给出，且其中，这些发射支路中第二个(302b)中的发射放大器(304b)提供第二输出信号(U op2)，该第二输出信号由被放大了相同增益因子(k)倍后的反相形式的相同输入控制信号(-k·U in1)给出。
3.如权利要求1或2所述的超声换能器探头，
其包括具有集成到所述两个发射支路(302a，302b)中每一个中的至少一个发射脉冲发生器(304a’，304b’)的桥接放大器拓扑，所述两个发射支路被用于向每个换能器元件(110)提供所述差分激励或脉冲电压(U op)，其中，这些发射支路中第一个(302a)中的发射脉冲发生器(304a’)提供第一输出信号(U op1)，该第一输出信号的幅值水平由馈送到该第一发射支路(302a)中的发射脉冲发生器(304a’)的输入端的第一组数字控制信号(S1)设定，且其中，这些发射支路中第二个(302b)中的发射脉冲发生器(304b’)提供第二输出信号(U op2)，该第二输出信号的幅值水平由馈送到该第二发射支路(302b)中的发射脉冲发生器(304b’)的输入端的第二组数字控制信号(S2)设定。
4.如权利要求2或3中的任一项所述的超声换能器探头，
其中，所述发射放大器(304a，304b)或发射脉冲发生器(304a’，304b’)的输出端口通过倒装芯片、柔性电路或其他类型的互连连接到所述阵列的相关联的换能器元件(110)。
5.如权利要求4所述的超声换能器探头，
其中，所述发射放大器(304a，304b)或发射脉冲发生器(304a’，304b’)被集成到所述超声换能器探头(100)中。
6.如权利要求5所述的超声换能器探头，
其被实现为所述超声换能器探头(100)的专用集成电路。
7.如权利要求6所述的超声换能器探头，
其包括提供表示所述回声信号的输出信号(U out)的差分接收级(306)。
8.如权利要求7所述的超声换能器探头，
其中，所述接收级将所述至少一个换能器元件(110)的每个终端连接到相关联的低噪声放大器。
9.如权利要求8所述的超声换能器探头，
其中，每个换能器元件(110)被实现为压电元件(305)。
10.一种超声诊断成像系统，所述系统包括如权利要求1-9中的任一项所述的超声换能器探头(100)。
11.如权利要求10所述的超声诊断成像系统，其装配有集成微波束形成器系统。
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