CN111818853A - 使用超声波进行医学检查的超声波设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于通过超声波进行医学检查的超声波设备，设备包括可移动的测声探头(TP)，测声探头(TP)可定位在患者的身体上并且包括电声换能器的换能器阵列(TA)，换能器阵列(TA)用于将超声信号发送到身体内并接收所发送的超声信号的超声回声作为模拟原始数据(RDA)。测声探头(TP)包括模数转换器(CON)，模数转换器(CON)被配置成根据所接收的模拟原始数据(RDA)来生成数字原始数据(RDD)，其中，数字原始数据(RDD)包括用于连续的测量时间间隔的测量数据集(MD)。测声探头(TP)经由数字数据接口(IF)耦合到单独的不属于测声探头(TP)的计算机设备(COM)，并配置成经由数字数据接口(IF)来传输数字原始数据(RDD)。计算机设备(COM)包括原始数据缓冲存储器(BF)，其中数字原始数据(RDD)的各个测量数据集(MD)被缓冲。此外，计算机设备(COM)被设计成使得其对每个缓冲的测量数据集(MD)进行数字波束成形过程，以便获得组织区的重建图像，以及使得基于重建图像，其以预定帧速率生成图像流，并将图像流提供给再现该图像流的显示工具(DI)。

Description

使用超声波进行医学检查的超声波设备

技术领域

本发明涉及一种使用超声波进行医学检查的超声波设备。

背景技术

在医学诊断中，超声设备通常用于通过检测超声回声来检查人或动物的组织。为了做到这一点，将换能器探头压在待检查的组织区上方，并通过电声换能器阵列将超声波发送到组织区中。借助于换能器检测得到的超声回声，其中根据电声换能器的数量和布置，从这些超声回声中重建组织区的图像，该图像可以是二维的或三维的。

在处理所检测的超声回声期间，将获得的模拟样品数字化并进行所谓的波束成形，其中将各种电声换能器的样品进行适当的时移并相加在一起，以在组织深度的方向以及相对于电声换能器阵列的角度方向上重建反射器的位置。通常，由换能器探头检测到的超声回声的信号处理是在一个笨重的电子盒中进行的，其中换能器的模拟电接收信号经由同轴电缆束来传输。例如，装置盒可以与键盘和显示单元组合安装在手推车中。

目前，上述波束成形与用于对模拟样品进行数字化的模数转换器的计时同步地进行。这里的问题是，在包括在预定的时间段内发射至少一个超声脉冲和接收其回声的测量操作中，只能借助于波束成形来重建沿着波束在一个角度方向上的组织位置。因此，为了获得整个组织区的图像，必须多次重复相同的测量操作，其中对于每个测量操作，都相应地调整波束成形，以便在不同的角度方向上重建组织位置。以这种方式，获得了不同角度方向的扇形，该扇形添加到图像。实际上，也存在针对不同的角度方向并行使用多个波束成形计算单元的超声设备。但是，这增加了超声设备的复杂性。

为了减小超声设备的尺寸，从现有技术已知将通常在装置盒中执行的信号处理的一部分也集成在换能器探头中。特别地，已知将模数转换器与波束成形计算机单元结合安装在换能器探头中，然后将从波束成形获得的图像数据经由数据接口传输到图像形成和显示单元。然而，存在的问题是，波束成形计算机单元需要高的计算能力，并因此导致强烈的加热，这在通常由使用者手动引导的换能器探头中是不希望的。结果，仅少量的电声换能器被安装在换能器探头中以限制波束成形所需的计算能力。但是，这导致低的图像分辨率和低的图像刷新频率。此外，问题仍然在于，始终只能对相应组织区的一个角度方向执行波束成形操作。

发明内容

本发明的目的是创建一种使用超声波进行医学检查的超声设备，其提供高质量的超声图像的同时，结构简单并且制造便宜。

该目的通过根据权利要求1的超声设备来实现。在从属权利要求中限定了本发明的另外的发展。

根据本发明的超声设备用于人体或动物体的医学检查。为此，超声设备包括可移动的换能器探头，该换能器探头可以定位在患者的身体上。患者可以是人类或动物。优选地，可移动换能器探头被配置成使得它可以由使用者(特别是医师)的手握住并引导。这允许使用者将换能器探头放置在患者身体上的任何位置，以便借助超声波检查下面的组织。

可移动换能器探头包括电声换能器的换能器阵列，以将超声信号发送到身体内并接收所发送的超声信号的超声回声作为模拟原始数据。优选地，电声换能器是压电元件。根据超声设备的配置，电声换能器的数量可以变化。通常使用128个电声换能器的换能器阵列。各个换能器可以通过施加电压以发射模式生成超声波。另外，每个换能器还可以以接收模式检测超声波，其中没有电压施加到各个换能器。

根据本发明的超声设备的可移动换能器探头包括模数转换器，该模数转换器被配置成根据接收到的模拟原始数据生成数字原始数据，其中，数字原始数据包括用于时间上连续的测量时间间隔的测量数据集。各个测量数据集包括来自身体的(二维的以及可选地还有三维的)组织区的超声回声，其中超声回声来自由至少一个换能器以发射模式对一个或多个超声信号的发射操作。超声回声表示分别在接收模式下从至少一个换能器的多个接收信道的各个测量时间间隔的采样时刻的样品。在本发明的一个优选变型中，接收信道的数量对应于换能器的数量，即，每个换能器代表一个接收信道，通过该信道，在接收模式下基于反射的超声回声来检测相应的样品。在本发明的变型中，在发射操作期间，仅单个换能器用于发射超声回声。通常，在连续的测量时间间隔内使用不同的换能器进行传输。通常，在发射操作之后，阵列的所有换能器都切换到接收模式。

根据本发明的超声设备还包括数字数据接口，换能器探头通过该数字数据接口耦合到单独的不属于换能器探头的计算机设备。换句话说，计算机设备是与可移动换能器探头分开的部件。换能器探头还被配置成经由数字数据接口优选地不经缓冲地直接发送数字原始数据。换句话说，数字原始数据由换能器通过数字数据接口成流。优选地，用于经由该数据接口传输原始数据的数据速率为至少1GB/s。

根据本发明的超声设备的一部分的单独的计算机设备包括原始数据缓冲存储器，其中数字原始数据的各个测量数据集被缓冲。换句话说，经由数字数据接口发送的每个测量数据集在特定时间段内临时存储在原始数据缓冲存储器中，其中该时间段取决于缓冲存储器的大小。在优选的变型中，所谓的环形缓冲器被用作缓冲存储器。

单独的计算机设备还被配置成通过对样品进行时间延迟相加来对每个缓冲的测量数据集执行相应的数字波束成形，以便从处于不同组织深度的多个组织位置来确定图像值，其中每个组织深度有数个组织位置(即，用于不同的角度方向和不同的组织深度)。组织位置优选覆盖整个组织区。以这种方式，获得了组织区的重建图像。根据换能器探头的配置，因此可以重建二维或三维的图像。

换句话说，由于使用原始数据缓冲存储器，数字波束成形与模数转换器的计时解耦，因此与该计时异步。由于各个测量数据集的缓冲，可以针对不同角度方向的相应测量数据集执行多次数字波束成形，使得可以使用一个测量数据集生成整个组织区的重建图像。

在根据本发明的超声设备中使用的计算机设备还被配置成基于重建图像而生成时间连续的重建图像或以预定的图像刷新频率从其计算出的图像的图像流，并将其提供给再现图像流的显示工具(特别是显示器)。换句话说，可以将图像的再现适当地调整到波束成形的持续时间，使得可以生成并显示具有期望的图像刷新频率的图像流。显示工具是根据本发明的超声设备的组成部分。

根据本发明的超声设备具有的优点在于，由于波束成形与原始数据的数字化的解耦，因此不必对计算机设备进行特别的实时要求。因此，可商购的PC部件可用于计算机设备，其中，通过在可商购的PC主板的处理器上运行的软件，可以实现波束成形的操作和图像流的生成。另外，根据本发明的超声设备确保了波束成形过程不在换能器探头中进行，这意味着可以满足对换能器探头中尽可能低的热量产生的要求。

在根据本发明的超声设备的优选变型中，可同步的显示器用作显示工具，其图像刷新频率可以改变。以此方式，可以补偿所生成的图像流的图像刷新频率中的任何波动，从而避免了在不可同步的显示器中可能出现的图像伪影。可同步的显示器的示例已知为AMDFreesync或Nvidia G-Sync。

在根据本发明的超声设备的一个特别优选的实施例中，原始数据缓冲存储器适于同时缓冲多个连续的测量数据集，即，在原始数据缓冲存储器中同时提供数个测量数据集。该变型优选地与计算机设备组合，该计算机设备被配置成在时间上并行地为多个缓冲的测量数据集中的数个来确定相应的重建图像。以这种方式，可以加速对重建图像的确定，从而可以实现更高的图像刷新频率。

在根据本发明的超声设备的另一优选变型中，计算机设备被配置成使得图像流的图像各自被计算为多个时间上连续的重建图像的平均。以这种方式，可以提高图像质量。

在另一个优选的变型中，图像流的指定图像刷新频率是50Hz或更高，例如，60Hz或75Hz。利用这些频率，确保了图像流的图像对于人眼而言彼此融合，使得不会感觉到闪烁或抖动。

在根据本发明的超声设备的另一优选变型中，计算机设备还被配置成确定数字控制数据，基于该数字控制数据，确定了换能器阵列的换能器在连续的测量时间间隔内用于发射超声信号和用于接收超声回声的操作。从而，计算机设备包括控制数据缓冲存储器(优选为环形缓冲器)，其中数字控制数据被缓冲。此外，换能器探头被配置成经由换能器探头与计算机设备之间的数字数据接口或另外的数字数据接口，优选地不经缓冲直接读出数字控制数据，并且基于这些读出的控制数据，驱动换能器阵列的换能器。

因此，控制数据由计算机设备预先确定，然后在驱动换能器期间使用。通过使用控制数据缓冲存储器，控制数据的生成与在换能器探头中的控制数据的使用是解耦的。以这种方式，可以在没有特殊实时要求的情况下由计算机设备生成控制数据。特别地，常规的PC可以用来生成控制数据，其中，在其处理器上运行用于生成控制数据的软件。优选地，用于经由相应的数字数据接口读出控制数据的数据速率为至少1GB/s。

根据配置，数字数据接口可以包括或代表有线数据接口和/或无线数据接口。上面提到的另外的数字数据接口可以用相同的方式配置。在优选的实施例中，数字数据接口和/或另外的数字数据接口包括或者是本身已知的PCI Express接口。经由这样的接口可以实现高的数据速率。PCI Express标准从现有技术中是已知的，并且PCI Express接口不限于该标准的特定版本或其中使用的数据线的特定版本。

在另一优选实施例中，根据本发明的超声设备的换能器探头包括用于生成高压信号的高压发射器，该高压信号经由发射-接收开关的开关阵列提供给换能器阵列，用以通过一个或多个换能器以发射模式来生成超声波，其中换能器阵列的换能器可以通过开关阵列切换到发射模式或接收模式。如果在该变型中使用上述控制数据的缓冲，则控制数据由高压发射器处理，该高压发射器基于该控制数据生成相应的高压信号。此外，控制数据使开关阵列切换，使得所有换能器在接收模式下与高压发射器解耦。

在根据本发明的超声设备的另一实施例中，换能器探头包括前置放大器，该前置放大器被配置成在将模拟原始数据提供给模数转换器之前将其放大。在这种情况下，模数转换器将所放大的原始数据数字化。

附图说明

下面参照附图详细描述本发明的实施例，其中：

图1示出了根据现有技术的医用超声设备的示意图；和

图2示出了根据本发明的超声设备的实施例的示意图。

具体实施方式

在描述根据本发明的超声设备的实施方式之前，首先描述如图1所示的本身已知的超声设备的结构。

根据图1的超声设备包括可移动换能器探头(TP)，其可以由使用者的手引导并放置在患者的皮肤上，以便通过超声来检查身体的位于皮肤下的部位。为此目的，换能器探头包括由多个电声换能器(例如128个换能器)组成的换能器阵列TA，其中该阵列仅由单个换能器的表示示意性地表示。通常，电声换能器被设计为压电元件，通过施加高电压可以通过该压电元件发射超声信号。同样，可以通过压电元件接收相应的超声回声。超声信号作为声音脉冲发射，重复频率为数千赫兹。

在相应的压电元件或换能器的发射模式和接收模式之间的切换通过发射/接收开关的开关阵列启用，该开关阵列在图1中用附图标记SW表示，并且在下面更详细地说明。为了清楚起见，开关阵列仅由一个开关表示。

可移动的换能器探头TP通过同轴电缆束CX连接至装置盒SB，该装置盒在下文中也称为扫描盒。该装置盒是一个笨重的部件，其中包含对通过换能器探头TP接收的超声波回声进行信号处理的必要部件。数据处理器或PC形式的计算机COM连接到装置盒，该PC随后连接到显示器DI。通常，扫描盒、计算机和显示器形成一个单元，该单元集成在例如手推车中。另外，计算机也可以是装置盒的一部分。

扫描盒SB包括三个端口T1、T2和T3，它们耦合到多路复用器MX，可以通过多路复用器MX选择这些端口中的一个。在每个端口处，可以通过相应的同轴电缆束来连接单独的换能器探头。多路复用器MX用于选择当前将用于检测超声回声的换能器探头。图1仅示出了单个换能器探头TP，其耦合到端口T3，在此其通过多路复用器MX连接到扫描盒SB的其他部件。

在多路复用器MX之后是上述开关阵列SW，其包括多个发射-接收开关，其数量对应于换能器阵列TA中的换能器的数量。换句话说，为每个换能器提供一个发射-接收开关。通过将相应的发射-接收开关切换到发射模式，相关的换能器连接到高压发射器TR，该高压发射器TR通过向换能器提供相应的高压信号来生成超声波。另一方面，如果将相应的开关切换到接收模式，则将由换能器探头TP检测到的超声回声的样品转发到包括前置放大器PR、模数转换器CON和波束成形器BF的接收路径。

通常，±10V到±100V之间的电压通过高压反射器TR提供给换能器。高压发射器连接到波形存储器WM和所谓的脉冲定序器PS。脉冲定序器代表一种序列控制系统，该系统以相应的测量时间间隔确定超声脉冲的发射和超声回声的接收。为了发射超声波脉冲，脉冲定序器以高电压的电压图案的形式从波形存储器中读取相应脉冲的波形。该电压图案被提供给高压发射器以产生相应的高压。另外，脉冲定序器控制开关阵列SW的开关，以便根据期望的测量序列将各个开关切换到发射状态或接收状态。例如，脉冲定序器PS实现为FPGA(FPGA＝现场可编程门阵列)。脉冲定序器连接到计算机COM的处理器PRO(即CPU)。通过处理器将执行超声测量的指令发送到脉冲定序器。

通过换能器探头TP接收的超声波回声被前置放大器PA(PA＝前置放大器)放大。该放大器包含用于每个单独换能器的前置放大器元件，其放大相应换能器的接收信号。前置放大器PA中接收的数据表示模拟原始数据，其中包含连续的测量数据集。相应的测量数据组是指用换能器探头TP进行的单个测量。在这样的单个测量中，换能器阵列TA的一个或多个换能器根据预定方案发出一个或多个超声信号，然后在预定的测量时间间隔内，检测由组织区中的反射所引起的超声回声，其中由换能器探头TP辐射超声波信号。测量时间间隔的长度可以用来确定将要接收和进一步处理超声回声的组织深度。

通常，在发射超声波信号之后，所有换能器都通过开关阵列SW切换到接收模式。因此，为每个换能器获得样品，这些样品是在与采样频率相对应的测量时间间隔内的多个采样时刻获得的。对于相应的测量时间间隔，原始数据因此包括相应的测量数据集，对于多个采样时刻，其包括用于所有换能器的相应样品，其中，相应的样品代表在采样时刻接收的超声回声。

放大的模拟原始数据被提供给模数转换器CON，该模数转换器包括用于每个电声换能器的样品的A/D转换器元件。放大后的样品在单独的A/D转换器元件中被数字化。模数转换器CON以预定频率计时，并生成与电声换能器的数量相对应的多个数字数据流，其代表对于各个测量时间间隔来自增加组织深度的超声回声。然后，将模数转换器的数字数据流提供给波束成形计算机单元BF(BF＝波束成形)，该计算机单元在下文中也称为波束成形器，例如实现为FPGA。在该波束成形器中，以本身已知的方式根据相控阵列对不同电声换能器的样品进行时延，使得时延的样品代表从组织中相同反射点开始的超声回声的接收。相应的时间延迟的样品相加，并表示在检查组织中从换能器阵列开始在预定角度方向和预定组织深度处的位置。对应的位置表示稍后生成的超声图像中的像点。

作为在波束成形器BF中进行的波束成形的结果，最终针对每个测量时间间隔(即针对不同的时间点以及因此不同的组织深度，但是仅在单个角度方向)，获得像素值(即，相应地时迟的样品的总和)。这是由于以下事实：波束成形器BF的波束成形与由模数转换器CON生成数字数据同步地进行，使得波束成形器对于各个样品总是只能设置一个时延，因此可以仅确定一个角度方向的像素值。因此，为了重建整个组织区的二维图像，也可能是三维图像，有必要通过发出相应的超声波信号来连续进行多次相同的测量，其中对于每次测量，通过针对不同的角度方向调整时间延迟来进行波束成形。作为一种选择，也可以在装置盒SB中并行安装多个波束成形器BF，但是这导致相当大的额外工作量和相当大的额外费用。

最终，由波束成形器BF获得的像素值被传送到计算机COM，计算机COM以本身已知的方式使用图像形成器单元IMF(IMF＝图像形成器)在显示器DI上生成对应的图像。图像形成器单元的功能通常由计算机COM的图形芯片实现，该计算机芯片也可以是中央处理器PRO的一部分。通常，图像用于显示器DI上的描绘，其表示通过波束成形获得的多个连续图像的平均值。显示器DI的图像刷新频率是固定的，使得所显示的图像序列会遭受诸如抖动和撕裂(在图像形成期间在图像之间切换)之类的图像伪影。

生物组织中的声速为约1450m/s，使得来自例如15厘米深度的超声回声具有约200μs的行程时间。因此，可以针对该组织深度进行每秒5000次的测量。根据设置的最大测量深度、角度方向的数量和用于平均的图像数量，用于组织区例如125个角方向的数据采集因此占据例如大约1ms至大约100ms之间。

从上面的描述可以得出，根据图1的常规超声设备具有的缺点在于，需要数个测量来借助于波束成形来重建组织区的图像。这是由于这样的事实，与模数转换器的计时同步的波束成形始终只能每次测量从一个角度方向计算像素。尽管可以使用多种波束成形器来避开此问题，但这是非常费力且成本很高的。另外，在显示图像流时会出现图像伪影。此外，由于信号处理需要与计算机组合的装置盒，因此超声设备的尺寸非常大。

通过如图2所示的根据本发明的超声设备的实施例消除了上述缺点。与图1所示的设备一样，该超声设备包括可移动换能器探头TP，该换能器探头TP具有由电声换能器组成的换能器阵列TA。与图1的换能器探头相似，图2的换能器探头也被手动压在待检查的患者身体上，以便借助于超声波在换能器探头的按压位置下检查组织。

与图1的换能器探头相反，图2的换能器探头除了包含换能器阵列TA外，还包含是图1实施例中扫描盒SB的一部分的其他部件。这些是开关阵列SW、发射器TR以及前置放大器PA和模数转换器CON。这些部件类似于图1进行工作，因此不再对他们进行详述。特别地，经由开关阵列输出的模拟原始数据(在图2中用RDA表示)首先经由前置放大器PA放大，然后在模数转换器CON中数字化。

对于本发明而言，现在至关重要的是，模数转换器生成的数字数据不会立即进行波束成形，而是先进行缓冲，以便随后与模数转换器的计时同步地对缓冲的数据执行波束成形。为了做到这一点，将从模数转换器CON输出的数字原始数据直接(即，没有缓冲)传送到数字数据接口IF，该接口将数据写入缓冲存储器BU，缓冲存储器BU优选为环形缓冲器。经由数字数据接口IF传输的原始数据在图2中用附图标记RDD表示。这些原始数据包含对应于相应测量时间间隔的各个测量数据集，其中测量数据集的结构已在上面进行了说明。在图2中通常用附图标记MD来表示测量数据集。缓冲存储器BU是单独的计算机设备COM的一部分，该计算机设备COM优选是常规的PC。因此，计算机设备是一个独立的单元，其不属于换能器探头。

在这里描述的实施例中，基于PCI Express标准的双向接口被用作数字数据接口IF。如果达到从模数转换器输出的原始数据的数据速率，则可以使用该标准的任何版本，其中当前版本1.0/1.1、2.0/2.1、3.0/3.1、4.0和5.0是已知的。同样，可以不同地选择用于数据传输的线的数量，其中，目前已知使用一、二、四、八和十六条线。例如，可以将PCIe3 x 16(具有16条线的PCI Express版本3.0/3.1)或PCIe2 x 8(具有8条线的PCI Express版本2.0/2.1)用作数据接口。在这里描述的实施例中，PCI Express接口还用于以下描述的从计算机COM到高压发射器TR的数字控制数据CDD的传输。经由接口IF的数据传送机制具有直接从缓冲存储器BU中读取以及向缓冲存储器BU中写入的能力，并且还具有从如下所述的缓冲存储器BU'中读取以及向缓冲存储器BU'中写入的能力。这样，数据传送速率和传送时延不取决于计算机设备COM的操作系统的响应时间。

缓冲存储器BU具有的大小使得多个连续的测量数据集MD被同时存储在其中。所存储的测量数据集将按块进行处理。在该处理期间，借助于在计算机设备COM的处理器PRO上运行的软件BIF(BIF＝波束和图像形成器)来进行波束成形和重建图像的生成以在显示器DI上显示。

波束成形是按照与图1的波束成形器BF中相同的原理进行的，但是，在波束成形期间，可以对各自缓冲的测量数据集的样品上数次访问，因为这些在缓冲存储器BU中被缓冲了特定的时间段。结果，在波束成形期间针对各个测量数据集获得了具有多个不同的角度方向和组织深度的整个组织区的重建图像。换句话说，仅需要单个测量数据集来重建整个组织区的图像，而在图1的超声设备中，需要多个测量数据集来获得组织区的重建图像。

然后使用软件BIF将通过波束成形重建的图像转换为图像流。优选地，将数个时间上连续的重建图像平均并显示为显示器DI上的单个图像。显示器DI上示出的图像序列优选地具有高于人眼的闪烁频率的图像刷新频率，例如，图像刷新频率是60Hz或75Hz的刷新频率。具有可调整的图像刷新频率的可同步显示器用作显示器DI。这允许补偿图像流的图像速率中有限的短期波动。这样的可同步显示器本身是已知的。例如，这些是AMD Freesync或Nvidia G-Sync类型的显示器。

图2的超声波设备与图1的设备的不同之处还在于在计算机设备COM中还生成了控制数据CDD，控制数据CDD用于设置用于连续测量的电声换能器的发射模式和接收模式。为此目的，使用了软件TDG(TDG＝传输数据发生器)，该软件在计算机设备COM的处理器PRO上运行。这些控制数据在缓冲存储器BU'中缓冲，该缓冲存储器可被实现为类似于缓冲存储器BU的环形缓冲器。高压反射器直接经由接口IF从缓冲区BU'读出控制数据CDD，而无需进一步缓冲。根据控制数据，高压发射器然后通过相应的换能器在发射模式下生成发射超声信号所需的高压。控制数据还指定在发射模式或接收模式下的哪些时间要操作哪些换能器。根据该信息，然后通过高压发射器TR的信号来切换开关阵列SW的开关。通过使用缓冲器BU'，控制数据CDD的传输不再取决于计算机设备COM的操作系统的响应时间。

超声设备的通常配置包括128个电声换能器，例如在200μs的测量时间间隔内使用2字节的超声回声和15MHz的采样频率的样品。这导致750kB的数据量，因此数据速率约为4GB/s。因此，在这种情况下，数据接口IF在朝向缓冲器BU的方向上的数据速率应为4GB/s以上。当存储125个数据集时，缓冲存储器BU的大小必须为数100MB。驱动换能器的典型采样频率为15MHz，每个换能器具有2位的采样值。这也导致4GB/s的数据速率，在这种情况下，至少必须由接口IF在朝向高压发射器TR的方向上提供该数据速率。

如上所述的本发明的实施例具有许多优点。特别地，计算机COM形式的中央处理单元异步地将缓冲的接收数据逐块地处理成图像，并且从换能器的持续进行的测量解耦。不存在波束成形器的测量同步计时能够基于软件通过常安装在PC中的标准硬件部件实现波束成形的实施。在软件中，因此可以将波束成形与图像形成相结合，以在显示器上生成图像。

数字化的原始数据在缓冲存储器中的缓冲允许多次访问，并因此顺序地重建组织区的完整图像信息，即针对多个角度方向和组织深度。因此，可以在不乘以波束成形计算值的情况下从单个测量数据集获得完整的二维图像或可能三维的图像。

另外，基于移动时间间隔的数据执行上述的图像重建。这允许实现基本恒定的图像速率，其与借助于换能器探头并行执行的测量的时序无关。如上所述，高于人眼闪烁频率的图像速率是有利的。此外，为了补偿图像速率的短期波动，可同步的显示器优选地用来显示图像序列。

Claims (10)

1.一种使用超声波进行医学检查的超声波设备，其中，

-所述超声设备包括可移动的换能器探头(TP)，所述换能器探头(TP)能够定位在患者的身体上并且包括电声换能器的换能器阵列(TA)，所述换能器阵列(TA)用于将超声信号发送到身体内并接收所发送的超声信号的超声回声作为模拟原始数据(RDA)；

-所述换能器探头(TP)包括模数转换器(CON)，所述模数转换器(CON)被配置成根据所接收的模拟原始数据(RDA)来生成数字原始数据(RDD)，其中，所述数字原始数据(RDD)包括用于时间上连续的测量时间间隔的测量数据集(MD)，其中，各个测量数据集(MD)包括来自身体的组织区的超声回声，所述超声回声来自通过至少一个换能器以发射模式进行的一个或多个超声信号的传输操作，作为用于分别从处于接收模式的至少一个换能器的多个接收信道的各个测量时间间隔的采样时刻的样品；

-所述换能器探头(TP)经由数字数据接口(IF)耦合到单独的不属于所述换能器探头(TP)的计算机设备(COM)，并配置成经由所述数字数据接口(IF)来传输所述数字原始数据(RDD)；

-所述计算机设备(COM)包括原始数据缓冲存储器(BU)，其中，所述数字原始数据(RDD)的各个测量数据集(MD)被缓冲；

-所述计算机设备(COM)被配置成通过样品的时间延迟相加来对所缓冲的测量数据集(MD)执行相应的数字波束成形，以便确定在不同组织深度处的多个组织位置的图像值，其中，对于每个组织深度具有数个组织位置，从而获得所述组织区的重建图像，并基于所述重建图像来生成连续重建图像的图像流或以预定图像刷新频率而从其计算出的图像的图像流，并且将其提供给再现所述图像流的显示工具(DI)。

2.根据权利要求1所述的超声设备，其特征在于，所述原始数据缓冲存储器(BU)被布置用于同时缓冲多个连续的测量数据集(MD)。

3.根据权利要求2所述的超声设备，其中，所述计算机设备(COM)被配置成针对所述多个缓冲的测量数据集(MD)中的数个并行地确定各个重建图像。

4.根据前述权利要求中的一项所述的超声设备，其特征在于，所述计算机设备(COM)被配置成使得所述图像流的图像各自被计算为多个连续的重建图像的平均。

5.根据前述权利要求中的一项所述的超声设备，其特征在于，所述预定图像刷新频率为50Hz或更高。

6.根据前述权利要求中的一项所述的超声设备，其特征在于，所述计算机设备(COM)被配置成确定数字控制数据(CDD)，基于所述数字控制数据，在连续的测量时间间隔内确定用于发射超声信号和用于接收超声回声所述换能器阵列(TA)的换能器的操作，其中，所述计算机设备(COM)包括控制数据缓冲存储器(BU')，所述数字控制数据(CDD)在所述控制数据缓冲存储器(BU')中被缓冲，并且其中，所述换能器探头(TP)配置成经由在所述换能器探头(TP)与所述计算机设备(COM)之间的数字数据接口(IF)或另外的数字数据接口来读取所述数字控制数据(CDD)，并基于读出的控制数据来控制所述换能器阵列(TA)的换能器。

7.根据前述权利要求中的一项所述的超声设备，其特征在于，所述数字数据接口(IF)包括有线数据接口和/或无线数据接口。

8.根据前述权利要求中的一项所述的超声设备，其特征在于，所述数字数据接口(IF)包括PCI Express接口。

9.根据前述权利要求中的一项所述的超声设备，其特征在于，所述换能器探头(TP)包括用于生成高压信号的高压发射器(TR)，所述高压信号经经由发射-接收开关的开关阵列(SW)而被提供到用于在发射模式下由一个或多个换能器生成超声波的所述发射器阵列(TA)，其中，通过所述开关阵列(SW)能够将所述换能器阵列(TA)的换能器切换到所述发射模式或所述接收模式。

10.根据前述权利要求中的一项所述的超声设备，其特征在于，所述换能器探头(TP)包括前置放大器(PA)，所述前置放大器(PA)被配置成在将所述模拟原始数据(RDA)提供给所述模数转换器(CON)之前对所述模拟原始数据(RDA)进行放大。

Images