医用超声诊断设备
阅读：478发布：2021-02-09
专利汇可以提供医用超声诊断设备专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种医用超声诊断设备，它至少由计算机和超声探测装置连接组成；所述的超声探测装置上设有用于和计算机进行连接、交互的本地 接口 ，计算机通过其标准接口向所述的超声探测装置传送控制 信号 并进行数据交换；本 发明 由计算机作为其主控制单元，通过计算机的标准接口和超声探测装置连接，实现了 高性能计算 和方便的参数配置；本发明的发射器、接收器等装置上分别设有相应的用于存储其设置参数的数据 存储器 ，一旦参数需要改变，则可以通过计算机进行相应的设置，其参数灵活设置或更改，并且，适应了 探头 的任意改变；本发明的数据接口采用串行设计，探头数量的增加不会导致整个设备的改变，因此实现了探头的灵活配置。，下面是医用超声诊断设备专利的具体信息内容。
1、一种医用超声诊断设备，其特征在于：它至少由计算机和超声探测 装置连接组成；所述的超声探测装置上设有用于和计算机进行连接、交互的 本地接口，计算机通过其标准接口向所述的超声探测装置传送控制信号并进 行数据交换。
2、根据权利要求1所述的医用超声诊断设备，其特征在于：所述的超 声探测装置还至少设有控制器、发射器、接收器及探头；超声探测装置的本 地接口通过总线连接分别和发射器、接收器、控制器连接，用于将计算机的 控制信号传送到所述的发射器、接收器和控制器，并使得计算机和所述的发 射器、接收器、控制器进行数据交互；探头连接在发射器和接收器之间，其 接收发射器发射的超声探测信号，并接收由被探测体的探测返回信号并将该 探测返回信号传送给接收器。
3、根据权利要求2所述的医用超声诊断设备，其特征在于：所述的发 射器由激励脉冲发生器、发射数据存储器和高压放大器组成，其中，激励脉 冲发生器通过总线和本地接口连接，接收来自计算机的控制信号，同时，从 发射数据存储器中取出存储的延时参数控制低压发射脉冲信号；高压放大器 接收由激励脉冲发生器产生的低压发射脉冲信号，并将其进行放大，然后传 送给探头。
4、根据权利要求3所述的医用超声诊断设备，其特征在于：发射器内 的高压放大器是由P型高压MOS晶体管和N型高压MOS晶体管组成，它们的 漏极相连作为输出端，P型MOS晶体管的源极与正高压相连，N型MOS晶体 管的源极和负高压相连，它们的栅极分别通过电容耦合到控制它们开关的激 励脉冲发生器上。
5、根据权利要求2所述的医用超声诊断设备，其特征在于：所述的接 收器由前置放大器、多路模拟开关、可变增益放大器、模数转换器以及数据 接口组成；其中，
前置放大器接收探头的返回探测信号，并对其进行放大传送到多路模拟 开关，多路模拟开关将信号输出到可变增益放大器进行进一步放大，并进行 衰减补偿后，传送给模数转换器进行模数转换；经过模数转换的数字信号由 数据接口接收并保存；
所述的数据接口通过总线和本地接口连接，计算机通过本地接口访问并 控制该数据接口。
6、根据权利要求5所述的医用超声诊断设备，其特征在于：所述的数 据接口为一个以上时，其相互之间采用串行连接的方式进行连接，即：其前 级数据接口的数字输出信号连接到本级的数字信号输入端，本级的数字输出 连接到下级的数字信号输入端，以此类推直到最后一级。
7、根据权利要求5或6所述的医用超声诊断设备，其特征在于：所述 的数据接口上设有接收数据存储器，用于存储接收数据的时间延迟参数。
8、根据权利要求2所述的医用超声诊断设备，其特征在于：所述的控 制器为同步控制器，其通过总线和本地接口连接，用于接收计算机的控制信 号，并在该控制信号的作用下产生同步控制信号，分别控制发射器和接收器 的时钟和同步。
9、根据权利要求8所述的医用超声诊断设备，其特征在于：所述同步 控制器还连接有同步数据存储器，用于保存同步控制参数。
技术领域
本发明涉及一种诊断设备，特别是指一种具有标准总线接口，可以方便 地和计算机连接，并且可以灵活设置参数和改变探头数量的医用超声诊断设 备。
背景技术
在超声诊断设备的声学成像是基于使用聚焦超声波脉冲对人体中被研 究区域进行探测的。为了能发射和接收超声波，需要使用专用的超声波探头， 它可以同时对发射和接收的超声信号进行聚焦。使用这种探头的聚焦区域内 对被研究的人体区域进行扫描。在此情况下，超声波束位于同一平面内，要 么形成一组平行的直线，要么形成扇面。
在探测过程中，在探测脉冲发射的间隙，由于被研究人体的内部结构并 非均匀，其反射的超声回波信号被记录下来。这些沿着声波束直线上非均匀 性的位置可根据回波信号到达的时间来确定。由于声波在人体软组织中传播 的速度基本上可以假定为恒定，因此声波脉冲从探头到某个反射点往返的时 间可以根据公式T＝2×L×C确定；这里T为传播时间，L为探头到此反射点 的距离，C为声波在人体软组织中的传播速度(大约1540m/s)。因此，可 以确定：L＝T/(2×C)。声学图像上相应点的亮度正比于回波信号的幅度值。 通常，回波信号以近似于对数变换的规律对电子显像管的射线亮度进行调 制。
参见图1～图3，这是最简单的线阵探头立体外观的三个方向示意图， 包括XY、YZ和ZX三个平面。可以实现电子扫描的超声波探头，包含具有栅 格结构的多阵元电声换能器EAT。探头100的每个阵元101都由带有两个电 极102、103的窄条状压电材料构成。通常这些电极中的一个是共用的，如 103。这些阵元101位于相对超声波透明的薄膜材料表面，超声波在此材料 中的传播速度小于在人体中的传播速度(大约1540m/s)。在EAT薄膜材料 的另一面是凸起的圆柱形104。该部分与人体软组织相接触，此薄膜起到小 孔径圆柱形声学凸镜的作用，使声波发射聚焦到XY平面。如果电子脉冲同 时到达电声换能器的所有阵元，探头100将激发圆柱形聚焦脉冲。由于在探 头100中使用了小孔径透镜，圆柱形聚焦区域的长度可以同透镜聚焦长度相 比拟。
参见图4，为了将超声波脉冲在XY平面上的某点进行聚焦，可以使用 对发射和接收信号进行延时的方法。为了在发射声学脉冲时F点成为探头 100的焦点，必须使得从压电换能器EAT、EAT’所有阵元所激发的脉冲能够 同时到达这一点。因此，探头100或100’距离焦点更远的阵元(例如：T1/TN 或T1’/TN’)应比近一些的阵元(例如：T2/TN-1或T2’/TN-1’)较早发射脉 冲。为了达到这个目的，可以使用电子延迟线，将激发的电子脉冲到达阵元 的时间延迟一定的时间间隔。在回波信号接收期间，压电换能器各个阵元的 电子信号首先被延迟，然后相加。在此情况下，延迟量的选择原则是：使位 于焦点F处反射的信号能够同时到达加法器202的入口处。
本发明聚焦方法的工作原理实际上同通常的声学凸镜一样，因此也称之 为电子凸镜。由于超声波辐射的波动特性，电子凸镜的焦点并非一点，而像 是聚光灯束，随着焦点的远离，其直径不断增加。超声波束的横向结构同普 通凸镜的波束结构相类似，也就是说；波束在中心具有最大值(主瓣)而在两 旁具有系列副最大值(旁瓣)，这些旁瓣严重地影响着声学图像的质量。与 在普通凸镜的情况相类似，旁瓣的数值可以通过变迹的办法来减弱。具体是 使用对各个阵元的信号乘以相应的系数的方法来实现。电子凸镜重要的优势 就在于可以很轻松和快速地改变基本参数，而不用对探头阵元进行任何机械 移动。电子凸镜在仪器实时工作过程中，可以改变探测脉冲的发射方向和探 头的焦点区域。除此之外，随着探测信号脉冲向人体探测区域深处传播，相 应地回波信号源区域远离探头，凸镜的参数(焦点位置、孔径和变迹)可以在 回波信号接收过程中实时改变。在接收过程中实时调整参数的方法相应叫做 动态聚焦、动态孔径和动态变迹。
参见图5，现有的超声扫描仪通常包括五个基本模块：发射器301、接 收器302、控制单元303、用户界面单元304和探头电子多路器305。除了 电子硬件之外，扫描仪还包含探头100(通常有1-6个探头)。
探头电子多路器305可以确保不同的探头在发射电路输出端和接收电 路输入端之间的切换。发射器301是激发电子探测脉冲的单元，这些脉冲通 过到达相应的探头阵元，并形成超声探测脉冲。接收器302确保从探头100 到达的弱回波信号的放大、离散化、数字滤波以及在接收系统中为形成聚焦 波束所需的其他一些处理。控制单元303形成一组信号，用于控制所有其他 模块按照规定的流程工作。用户界面单元304用于将声学图像在监视器的屏 幕上进行显示，同时可通过接收控制面板上的按键输入，控制单元303对这 些指令进行解释，并将它们转化为控制信号。
探头电子多路器305包含一组带有控制电路的电子开关。通过控制单元 303发出的控制信号将当前使用探头的阵元同发射器301输出端与接收器 302输入端相连。发射器301包含多通道可编程数字脉冲合成器，其输出端 同输出高压放大器的控制端相连(探头每个阵元一个放大器)，其输出端构成 为发射器301的输出端。脉冲合成器包含一组相同的探测脉冲形成单元，每 个阵元对应一个。与通道相同数量的数模转换器，其输入端同探测脉冲形成 单元的输出端相连，而数模转换器的输出端构成了合成器的输出端。探测脉 冲形成单元的启动输入端与脉冲合成器的通用输入端相连，并形成了发射器 301的输入端。发射器301按如下方式工作：在脉冲波到达探测脉冲形成单 元的启动输入端时，形成的数字信号被高压放大器放大，最后到达发射器 301的输出端。
接收器302包含一组低噪声可变增益放大器、同样数量的模数转换器以 及专用的处理器。低噪声放大器的输入端形成了接收器302的输入端，其输 出端同模数转换器的输入端相连。模数转换器的输出端连接专用处理器的数 据输入端，而处理器的数据输出端形成了接收器的输出端。接收器3 02按以 下方式工作：从接收器302输入端进入的模拟信号被低噪声放大器放大、被 模数转换器离散化后被置于专用处理器的内存中。专用处理器以一定的时间 延迟从所述的内存中提取数据，乘以变迹函数后相加，以此形式来获得电子 透镜的聚焦信号。进一步，专用处理器对此信号进行数字滤波、数字检波， 然后将数据发送到接收器302的输出端。
控制单元303是产生时钟同步信号的数字电路，用来控制设备的其它单 元。它周期地发射启动发射器301的信号、允许记录接收器302回波的信号 以及对于用户界面单元304数据准备完毕的信号。
用户界面单元304包含依次相连的数据后处理节点、信息显示设备；同 样还包括具有按键和指示灯的控制面板。数据后处理节点的输入端形成了数 据单元的输入端，而控制面板303的输入/输出端形成了数据控制单元304 的输入/输出端。用户界面单元304按以下形式工作：数据后处理节点将接 收器302的输出数字信号转化为两维灰阶图像，显示于直角光栅平面上。这 种转换的过程至少由两个部分组成：首先，输入信号根据对数或近似于对数 的规律逐点进行非线性转换(通常称为Y变换)。这种转换的目的是将很宽的 回波信号动态范围转到监视器可显示的动态范围。在此之后，相应于扇形超 声扫描而形成的数字信号将转化为直角平面光栅显示(也就是数字扫描变 换)。在进行后处理后，图像被显示在显示屏上。除此之外，用户操作界面 单元304将控制面板的状态信息转移到控制单元303，并且根据从控制面板 到达的命令打开或关闭指示灯。美国专利5685308中描述的最接近于本发明 的设备。
综上所述：现有的医用超声诊断设备具有如下的缺点：
1、都具有和探测设备一体化设置的控制单元，由于控制单元仅为所述 的医用超声诊断设备设计，通常是专用的、固定的；因此，可连接的探头数 量也是固定的。
2、当连接的探头发生变化时，发射器、接收器的延时参数也应相应地 改变；而现有探测设备的发射器、接收器等参数设置是固定的，不可更改； 并且，现有的发射器、接收器一一对应固定的多路电路，探头一旦改变则无 法适应。
3、现有的超声探测设备的数据接口通常是并行设计，因此，增加探头 时，会使得相应的电路改动极大，无法实现探头的灵活配置。
在探测过程中，在探测脉冲发射的间隙，由于被研究人体的内部结构并 非均匀，其反射的超声回波信号被记录下来。这些沿着声波束直线上非均匀 性的位置可根据回波信号到达的时间来确定。由于声波在人体软组织中传播 的速度基本上可以假定为恒定，因此声波脉冲从探头到某个反射点往返的时 间可以根据公式T＝2×L×C确定；这里T为传播时间，L为探头到此反射点 的距离，C为声波在人体软组织中的传播速度(大约1540m/s)。因此，可 以确定：L＝T/(2×C)。声学图像上相应点的亮度正比于回波信号的幅度值。 通常，回波信号以近似于对数变换的规律对电子显像管的射线亮度进行调 制。
参见图1～图3，这是最简单的线阵探头立体外观的三个方向示意图， 包括XY、YZ和ZX三个平面。可以实现电子扫描的超声波探头，包含具有栅 格结构的多阵元电声换能器EAT。探头100的每个阵元101都由带有两个电 极102、103的窄条状压电材料构成。通常这些电极中的一个是共用的，如 103。这些阵元101位于相对超声波透明的薄膜材料表面，超声波在此材料 中的传播速度小于在人体中的传播速度(大约1540m/s)。在EAT薄膜材料 的另一面是凸起的圆柱形104。该部分与人体软组织相接触，此薄膜起到小 孔径圆柱形声学凸镜的作用，使声波发射聚焦到XY平面。如果电子脉冲同 时到达电声换能器的所有阵元，探头100将激发圆柱形聚焦脉冲。由于在探 头100中使用了小孔径透镜，圆柱形聚焦区域的长度可以同透镜聚焦长度相 比拟。
参见图4，为了将超声波脉冲在XY平面上的某点进行聚焦，可以使用 对发射和接收信号进行延时的方法。为了在发射声学脉冲时F点成为探头 100的焦点，必须使得从压电换能器EAT、EAT’所有阵元所激发的脉冲能够 同时到达这一点。因此，探头100或100’距离焦点更远的阵元(例如：T1/TN 或T1’/TN’)应比近一些的阵元(例如：T2/TN-1或T2’/TN-1’)较早发射脉 冲。为了达到这个目的，可以使用电子延迟线，将激发的电子脉冲到达阵元 的时间延迟一定的时间间隔。在回波信号接收期间，压电换能器各个阵元的 电子信号首先被延迟，然后相加。在此情况下，延迟量的选择原则是：使位 于焦点F处反射的信号能够同时到达加法器202的入口处。
本发明聚焦方法的工作原理实际上同通常的声学凸镜一样，因此也称之 为电子凸镜。由于超声波辐射的波动特性，电子凸镜的焦点并非一点，而像 是聚光灯束，随着焦点的远离，其直径不断增加。超声波束的横向结构同普 通凸镜的波束结构相类似，也就是说；波束在中心具有最大值(主瓣)而在两 旁具有系列副最大值(旁瓣)，这些旁瓣严重地影响着声学图像的质量。与 在普通凸镜的情况相类似，旁瓣的数值可以通过变迹的办法来减弱。具体是 使用对各个阵元的信号乘以相应的系数的方法来实现。电子凸镜重要的优势 就在于可以很轻松和快速地改变基本参数，而不用对探头阵元进行任何机械 移动。电子凸镜在仪器实时工作过程中，可以改变探测脉冲的发射方向和探 头的焦点区域。除此之外，随着探测信号脉冲向人体探测区域深处传播，相 应地回波信号源区域远离探头，凸镜的参数(焦点位置、孔径和变迹)可以在 回波信号接收过程中实时改变。在接收过程中实时调整参数的方法相应叫做 动态聚焦、动态孔径和动态变迹。
参见图5，现有的超声扫描仪通常包括五个基本模块：发射器301、接 收器302、控制单元303、用户界面单元304和探头电子多路器305。除了 电子硬件之外，扫描仪还包含探头100(通常有1-6个探头)。
探头电子多路器305可以确保不同的探头在发射电路输出端和接收电 路输入端之间的切换。发射器301是激发电子探测脉冲的单元，这些脉冲通 过到达相应的探头阵元，并形成超声探测脉冲。接收器302确保从探头100 到达的弱回波信号的放大、离散化、数字滤波以及在接收系统中为形成聚焦 波束所需的其他一些处理。控制单元303形成一组信号，用于控制所有其他 模块按照规定的流程工作。用户界面单元304用于将声学图像在监视器的屏 幕上进行显示，同时可通过接收控制面板上的按键输入，控制单元303对这 些指令进行解释，并将它们转化为控制信号。
探头电子多路器305包含一组带有控制电路的电子开关。通过控制单元 303发出的控制信号将当前使用探头的阵元同发射器301输出端与接收器 302输入端相连。发射器301包含多通道可编程数字脉冲合成器，其输出端 同输出高压放大器的控制端相连(探头每个阵元一个放大器)，其输出端构成 为发射器301的输出端。脉冲合成器包含一组相同的探测脉冲形成单元，每 个阵元对应一个。与通道相同数量的数模转换器，其输入端同探测脉冲形成 单元的输出端相连，而数模转换器的输出端构成了合成器的输出端。探测脉 冲形成单元的启动输入端与脉冲合成器的通用输入端相连，并形成了发射器 301的输入端。发射器301按如下方式工作：在脉冲波到达探测脉冲形成单 元的启动输入端时，形成的数字信号被高压放大器放大，最后到达发射器 301的输出端。
接收器302包含一组低噪声可变增益放大器、同样数量的模数转换器以 及专用的处理器。低噪声放大器的输入端形成了接收器302的输入端，其输 出端同模数转换器的输入端相连。模数转换器的输出端连接专用处理器的数 据输入端，而处理器的数据输出端形成了接收器的输出端。接收器3 02按以 下方式工作：从接收器302输入端进入的模拟信号被低噪声放大器放大、被 模数转换器离散化后被置于专用处理器的内存中。专用处理器以一定的时间 延迟从所述的内存中提取数据，乘以变迹函数后相加，以此形式来获得电子 透镜的聚焦信号。进一步，专用处理器对此信号进行数字滤波、数字检波， 然后将数据发送到接收器302的输出端。
控制单元303是产生时钟同步信号的数字电路，用来控制设备的其它单 元。它周期地发射启动发射器301的信号、允许记录接收器302回波的信号 以及对于用户界面单元304数据准备完毕的信号。
用户界面单元304包含依次相连的数据后处理节点、信息显示设备；同 样还包括具有按键和指示灯的控制面板。数据后处理节点的输入端形成了数 据单元的输入端，而控制面板303的输入/输出端形成了数据控制单元304 的输入/输出端。用户界面单元304按以下形式工作：数据后处理节点将接 收器302的输出数字信号转化为两维灰阶图像，显示于直角光栅平面上。这 种转换的过程至少由两个部分组成：首先，输入信号根据对数或近似于对数 的规律逐点进行非线性转换(通常称为Y变换)。这种转换的目的是将很宽的 回波信号动态范围转到监视器可显示的动态范围。在此之后，相应于扇形超 声扫描而形成的数字信号将转化为直角平面光栅显示(也就是数字扫描变 换)。在进行后处理后，图像被显示在显示屏上。除此之外，用户操作界面 单元304将控制面板的状态信息转移到控制单元303，并且根据从控制面板 到达的命令打开或关闭指示灯。美国专利5685308中描述的最接近于本发明 的设备。
综上所述：现有的医用超声诊断设备具有如下的缺点：
1、都具有和探测设备一体化设置的控制单元，由于控制单元仅为所述 的医用超声诊断设备设计，通常是专用的、固定的；因此，可连接的探头数 量也是固定的。
2、当连接的探头发生变化时，发射器、接收器的延时参数也应相应地 改变；而现有探测设备的发射器、接收器等参数设置是固定的，不可更改； 并且，现有的发射器、接收器一一对应固定的多路电路，探头一旦改变则无 法适应。
3、现有的超声探测设备的数据接口通常是并行设计，因此，增加探头 时，会使得相应的电路改动极大，无法实现探头的灵活配置。
发明内容
本发明的主要目的在于提供一种医用超声诊断设备，它由计算机作为其 主控制单元，通过计算机的标准接口和超声探测装置连接，实现高性能计算 和方便的参数配置。
本发明的另一目的在于提供一种医用超声诊断设备，其发射器、接收器 等装置的参数可以灵活设置或更改，并且，适应探头更换任意改变。
本发明的再一个目的在于提供一种医用超声诊断设备，其数据接口采用 串行设计，实现探头的灵活配置。
本发明的目的是这样实现的：
为了实现本发明的第一个目的，本发明的医用超声诊断设备，至少由作 为主控制单元的计算机和超声探测装置连接组成；计算机通过其标准接口与 超声探测装置进行连接、交互，计算机通过其标准接口向所述的超声探测装 置传送控制信号并进行数据交换，实现高性能计算和方便的参数配置。
具体地，上述的超声探测装置还至少设有控制器、发射器、接收器及探 头；超声探测装置的本地接口通过总线连接分别和发射器、接收器、控制器 连接，用于将计算机的控制信号传送到所述的发射器、接收器和控制器，并 使得计算机和所述的发射器、接收器、控制器进行数据交互；探头连接在发 射器和接收器之间，其接收发射器发射的超声探测信号，并接收由被探测体 的探测返回信号并将该探测返回信号传送给接收器。
上述的发射器由激励脉冲发生器、发射数据存储器和高压放大器组成， 其中，激励脉冲发生器通过总线和本地接口连接，接收来自计算机的控制信 号，同时，从发射数据存储器中取出存储的延时参数控制低压发射脉冲信号； 高压放大器接收由激励脉冲发生器产生的低压发射脉冲信号，并将其进行放 大，然后传送给探头。
所述的接收器由前置放大器、多路模拟开关、可变增益放大器、模数转 换器以及数据接口组成；其中，
前置放大器接收探头的返回探测信号，并对其进行放大传送到多路模拟 开关，多路模拟开关将信号输出到可变增益放大器进行进一步放大，并进行 衰减补偿后，传送给模数转换器进行模数转换；经过模数转换的数字信号由 数据接口接收并保存；
所述的数据接口通过总线和本地接口连接，计算机通过本地接口访问并 控制该数据接口。
当数据接口为一个以上时，其相互之间采用串行连接的方式进行连接， 即：其前级数据接口的数字输出信号连接到本级的数字信号输入端，本级的 数字输出连接到下级的数字信号输入端，以此类推直到最后一级。这样连接 的结果使得本发明的探头、接收器的数量可以任意扩展，而不必担心受到限 制。
在数据接口上设有接收数据存储器，用于存储接收数据的时间延迟参 数。接收器在接收探头发来的信号时，从该数据存储器中取得时间延时参数 对相应的信号进行延时处理。同时，上述的计算机也可以通过数据接口对所 述的数据存储器中的数据进行设置和/或修改。
上述的控制器为同步控制器，其通过总线和本地接口连接，用于接收计 算机的控制信号，并在该控制信号的作用下产生同步控制信号，分别控制发 射器和接收器的时钟和同步。同步控制器还连接有同步数据存储器，用于保 存同步控制参数。同时，上述的计算机也可以通过控制器对所述的同步数据 存储器中的数据进行设置和/或修改。
本发明由计算机作为其主控制单元，通过计算机的标准接口和超声探测 装置连接，实现了高性能计算和方便的参数配置。本发明的发射器、接收器 等装置上分别设有相应的用于存储其设置参数的数据存储器，一旦参数需要 改变，则可以通过计算机进行相应的设置，其参数的设置或更改更加灵活， 并且，适应了探头的任意改变。本发明的数据接口采用串行设计，探头数量 的增加不会导致整个设备的改变，因此实现了探头的灵活配置。
附图说明
图1为ZX平面上电声换能器阵列的线性探头简图；
图2为YX平面上电声换能器阵列的线性探头简图；
图3为YZ平面上电声换能器阵列的线性探头简图；
图4为测试脉冲发射与接收超声波束电子聚焦的最简功能图；
图5为现有产品的原理方框图；
图6为本发明的医用超声诊断设备的原理方框图；
图7为本发明一具体实施例探测装置的电路原理示意图；
图8为本发明一具体实施例中高压脉冲放大器的电路原理图。
本发明的另一目的在于提供一种医用超声诊断设备，其发射器、接收器 等装置的参数可以灵活设置或更改，并且，适应探头更换任意改变。
本发明的再一个目的在于提供一种医用超声诊断设备，其数据接口采用 串行设计，实现探头的灵活配置。
本发明的目的是这样实现的：
为了实现本发明的第一个目的，本发明的医用超声诊断设备，至少由作 为主控制单元的计算机和超声探测装置连接组成；计算机通过其标准接口与 超声探测装置进行连接、交互，计算机通过其标准接口向所述的超声探测装 置传送控制信号并进行数据交换，实现高性能计算和方便的参数配置。
具体地，上述的超声探测装置还至少设有控制器、发射器、接收器及探 头；超声探测装置的本地接口通过总线连接分别和发射器、接收器、控制器 连接，用于将计算机的控制信号传送到所述的发射器、接收器和控制器，并 使得计算机和所述的发射器、接收器、控制器进行数据交互；探头连接在发 射器和接收器之间，其接收发射器发射的超声探测信号，并接收由被探测体 的探测返回信号并将该探测返回信号传送给接收器。
上述的发射器由激励脉冲发生器、发射数据存储器和高压放大器组成， 其中，激励脉冲发生器通过总线和本地接口连接，接收来自计算机的控制信 号，同时，从发射数据存储器中取出存储的延时参数控制低压发射脉冲信号； 高压放大器接收由激励脉冲发生器产生的低压发射脉冲信号，并将其进行放 大，然后传送给探头。
所述的接收器由前置放大器、多路模拟开关、可变增益放大器、模数转 换器以及数据接口组成；其中，
前置放大器接收探头的返回探测信号，并对其进行放大传送到多路模拟 开关，多路模拟开关将信号输出到可变增益放大器进行进一步放大，并进行 衰减补偿后，传送给模数转换器进行模数转换；经过模数转换的数字信号由 数据接口接收并保存；
所述的数据接口通过总线和本地接口连接，计算机通过本地接口访问并 控制该数据接口。
当数据接口为一个以上时，其相互之间采用串行连接的方式进行连接， 即：其前级数据接口的数字输出信号连接到本级的数字信号输入端，本级的 数字输出连接到下级的数字信号输入端，以此类推直到最后一级。这样连接 的结果使得本发明的探头、接收器的数量可以任意扩展，而不必担心受到限 制。
在数据接口上设有接收数据存储器，用于存储接收数据的时间延迟参 数。接收器在接收探头发来的信号时，从该数据存储器中取得时间延时参数 对相应的信号进行延时处理。同时，上述的计算机也可以通过数据接口对所 述的数据存储器中的数据进行设置和/或修改。
上述的控制器为同步控制器，其通过总线和本地接口连接，用于接收计 算机的控制信号，并在该控制信号的作用下产生同步控制信号，分别控制发 射器和接收器的时钟和同步。同步控制器还连接有同步数据存储器，用于保 存同步控制参数。同时，上述的计算机也可以通过控制器对所述的同步数据 存储器中的数据进行设置和/或修改。
本发明由计算机作为其主控制单元，通过计算机的标准接口和超声探测 装置连接，实现了高性能计算和方便的参数配置。本发明的发射器、接收器 等装置上分别设有相应的用于存储其设置参数的数据存储器，一旦参数需要 改变，则可以通过计算机进行相应的设置，其参数的设置或更改更加灵活， 并且，适应了探头的任意改变。本发明的数据接口采用串行设计，探头数量 的增加不会导致整个设备的改变，因此实现了探头的灵活配置。
附图说明
图1为ZX平面上电声换能器阵列的线性探头简图；
图2为YX平面上电声换能器阵列的线性探头简图；
图3为YZ平面上电声换能器阵列的线性探头简图；
图4为测试脉冲发射与接收超声波束电子聚焦的最简功能图；
图5为现有产品的原理方框图；
图6为本发明的医用超声诊断设备的原理方框图；
图7为本发明一具体实施例探测装置的电路原理示意图；
图8为本发明一具体实施例中高压脉冲放大器的电路原理图。
具体实施方式
以下结合附图和具体的实施例对本发明作进一步的详细说明：
参见图6、7，本发明由计算机400和超声检测装置500组成，计算机 400和超声检测装置通过PCI接口(Peripheral Component Interconnection，周边元件扩展接口)600连接通信，其中，超声检测装 置500包括发射器501、接收器502、同步与控制单元503、输入多路器504 和一个以上的探头505、本地接口单元506，所述的探头505设置在发射器 501与输入多路器504之间，接收发射器501发射的超声探测信号，并接收 由被探测体的探测返回信号并将该探测返回信号通过输入多路器504传送 给接收器502，同步与控制单元503接收计算机400的控制信号，并在该控 制信号的作用下产生同步控制信号，分别控制发射器501和接收器502的时 钟和同步，本地接口单元506分别与发射器501、接收器502、同步与控制 单元503、PCI接口600连接，通过PCI接口600实现计算机400对激励脉 冲发生器PCTRL、数据存储器RM1...RM(K)、数据处理器RS等现场可编程 门阵列(Field Programmable Gate Array，简称FPGA)器件的配置，并对各 有关存储的数据进行加载。
参见图7，数据处理器RS通过PCI接口600接收到计算机400发出的 工作指令后，自动完成对激励脉冲发生器PCTRL、数据接口单元RBI...RB(K)， 以及多路模拟开关阵元IPS电路的工作状态的控制。其中，数据接口单元 RBI...RB(K)由FPGA构成，接收数据所有的时间延迟控制数据分别存储在 数据存储器RM1...RM(K)中。激励脉冲发生器PCTRL产生激励探头的前端 低压脉冲，由高压放大HA1-HA(N)放大，激励探头各阵元E1-E(N)(设阵元 数为N)。
图8为高压脉冲放大器的电路原理图，高压放大器由P型MOS晶体管 VT1和N型MOS晶体管VT2组成，它们的漏极相连接作为高压的输出端，P 型MOS晶体管VT1和N型MOS晶体管VT2的源极分别接正负高压电源，它们 的栅极分别通过电容C1、C2连接到脉冲激励发生器PCTRL。高压发生器电 路和探头的阵元是一一对应的，但在形成图像的某一条扫查线时，只有部分 相关的激励电路参与工作，其余的电路处于闲置状态，很容易通过编程的方 法改变参与工作的激励电路的数量。
由人体内反射的超声回波信号，在阵元E1-E(N)上感应弱电信号，该信 号传送到由前置放大器PA1...PA(N)进行前置放大。前置放大器的数量和 探头阵元数量也是一一对应的，同样地，在形成图像的某一条扫查线时，也 不是所有的回波信号都是必需的，一般经常选取离扫查线最近的回波信号来 合成某一条扫查线的信号，我们可以简单地来理解，形成一条扫查线所要用 的回波信号的路数就是接收通道数，(设通道数为M)很显然，接受通道数 小于探头阵元数，把经过前置放大的信号通过多路模拟开关IPS，使得需要 的信号连接到后端电路继续处理，把其余暂时不用阵元的前置放大器断开， 完成所有信号的接收通道的变换。当改变扫查线位置时，多路模拟开关作相 应的切换，改变前置放大器的接入分配。
可变增益放大器VA1...VA(M)的输入端就是多路模拟开关的输出端， 进一步对信号进行放大，并补偿超声波随深度变化引起的衰减。然后，经放 大的模拟信号经模数转换器ADC1...ADC(M)进行数字化转换。转换后的数 字信号进入到数据接口单元RB1...RB(K)进行一定延迟规律的串行相加， 被加的数据的延迟量由数据存储器RM1...RM(K)所存储的数据控制，数据 存储器RM1...RM(K)中的控制数据可由计算机400加载，数据接口单元RB1... RB(K)之间为串行联接，数据相加。最后相加的数据进入数据处理器RS， 完成对接收数据的后处理，并存在数据存储器RMS中。当完成一帧图像的扫 描以后，由数据处理器RS向PCI接口600发生就绪应答，由计算机通过PCI 接口600完成图像数据接收，并进一步处理获得数据，然后显示。
计算机400通过接口电路对激励脉冲发生器PCTRL，数据存储器RB1... RB(K)，数据处理器RS电路进行数据加载，在形成图像的发射和数据接收 过程中，计算机400并不参与，而由数据处理器RS完成对激励脉冲发生器 PCTRL，数据存储器RB1...RB(K)的控制，数据处理器RS首先给激励脉冲 发生器PCTRL电路发出开始脉冲，激励脉冲发生器PCTRL就自动产生激励脉 冲，相关阵元针对一条扫查线只发射单个或若干个激励脉冲，而不是持续工 作的。等所有相关阵元发射结束后，数据处理器RS给数据存储器RB1...RB (K)发出开始脉冲，接收电路就开始接收回波信号。等接收完一条扫查线 后，数据处理器RS重复上面的控制，发射和接收电路则会根据配置自动改 变下一扫查线所用的参数。等到所有扫查线接收完后，得到一帧图像数据， 数据处理器RS通过接口向计算机400发出工作结束信号，请求计算机400 读取数据。当计算机400读取完数据后，就向数据处理器RS写入继续工作 的指令，数据处理器RS向激励脉冲发生器PCTRL，数据存储器RB1...RB(K) 发出复位信号，使它们回到处始状态，然后再向激励脉冲发生器PCTRL，数 据存储器RB1...RB(K)发出工作信号，重新形成新的图像数据，此时，计 算机400对读取数据进一步加工处理，形成可视的图像，并等待数据处理器 RS发出的工作结束的信号。
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明而并非限制本发明所描 述的技术方案；因此，尽管本说明书参照上述的各个实施例对本发明已进行 了详细的说明，但是，本领域的普通技术人员应当理解，仍然可以对本发明 进行修改或者等同替换；而一切不脱离本发明的精神和范围的技术方案及其 改进，其均应涵盖在本发明的权利要求范围当中。
参见图6、7，本发明由计算机400和超声检测装置500组成，计算机 400和超声检测装置通过PCI接口(Peripheral Component Interconnection，周边元件扩展接口)600连接通信，其中，超声检测装 置500包括发射器501、接收器502、同步与控制单元503、输入多路器504 和一个以上的探头505、本地接口单元506，所述的探头505设置在发射器 501与输入多路器504之间，接收发射器501发射的超声探测信号，并接收 由被探测体的探测返回信号并将该探测返回信号通过输入多路器504传送 给接收器502，同步与控制单元503接收计算机400的控制信号，并在该控 制信号的作用下产生同步控制信号，分别控制发射器501和接收器502的时 钟和同步，本地接口单元506分别与发射器501、接收器502、同步与控制 单元503、PCI接口600连接，通过PCI接口600实现计算机400对激励脉 冲发生器PCTRL、数据存储器RM1...RM(K)、数据处理器RS等现场可编程 门阵列(Field Programmable Gate Array，简称FPGA)器件的配置，并对各 有关存储的数据进行加载。
参见图7，数据处理器RS通过PCI接口600接收到计算机400发出的 工作指令后，自动完成对激励脉冲发生器PCTRL、数据接口单元RBI...RB(K)， 以及多路模拟开关阵元IPS电路的工作状态的控制。其中，数据接口单元 RBI...RB(K)由FPGA构成，接收数据所有的时间延迟控制数据分别存储在 数据存储器RM1...RM(K)中。激励脉冲发生器PCTRL产生激励探头的前端 低压脉冲，由高压放大HA1-HA(N)放大，激励探头各阵元E1-E(N)(设阵元 数为N)。
图8为高压脉冲放大器的电路原理图，高压放大器由P型MOS晶体管 VT1和N型MOS晶体管VT2组成，它们的漏极相连接作为高压的输出端，P 型MOS晶体管VT1和N型MOS晶体管VT2的源极分别接正负高压电源，它们 的栅极分别通过电容C1、C2连接到脉冲激励发生器PCTRL。高压发生器电 路和探头的阵元是一一对应的，但在形成图像的某一条扫查线时，只有部分 相关的激励电路参与工作，其余的电路处于闲置状态，很容易通过编程的方 法改变参与工作的激励电路的数量。
由人体内反射的超声回波信号，在阵元E1-E(N)上感应弱电信号，该信 号传送到由前置放大器PA1...PA(N)进行前置放大。前置放大器的数量和 探头阵元数量也是一一对应的，同样地，在形成图像的某一条扫查线时，也 不是所有的回波信号都是必需的，一般经常选取离扫查线最近的回波信号来 合成某一条扫查线的信号，我们可以简单地来理解，形成一条扫查线所要用 的回波信号的路数就是接收通道数，(设通道数为M)很显然，接受通道数 小于探头阵元数，把经过前置放大的信号通过多路模拟开关IPS，使得需要 的信号连接到后端电路继续处理，把其余暂时不用阵元的前置放大器断开， 完成所有信号的接收通道的变换。当改变扫查线位置时，多路模拟开关作相 应的切换，改变前置放大器的接入分配。
可变增益放大器VA1...VA(M)的输入端就是多路模拟开关的输出端， 进一步对信号进行放大，并补偿超声波随深度变化引起的衰减。然后，经放 大的模拟信号经模数转换器ADC1...ADC(M)进行数字化转换。转换后的数 字信号进入到数据接口单元RB1...RB(K)进行一定延迟规律的串行相加， 被加的数据的延迟量由数据存储器RM1...RM(K)所存储的数据控制，数据 存储器RM1...RM(K)中的控制数据可由计算机400加载，数据接口单元RB1... RB(K)之间为串行联接，数据相加。最后相加的数据进入数据处理器RS， 完成对接收数据的后处理，并存在数据存储器RMS中。当完成一帧图像的扫 描以后，由数据处理器RS向PCI接口600发生就绪应答，由计算机通过PCI 接口600完成图像数据接收，并进一步处理获得数据，然后显示。
计算机400通过接口电路对激励脉冲发生器PCTRL，数据存储器RB1... RB(K)，数据处理器RS电路进行数据加载，在形成图像的发射和数据接收 过程中，计算机400并不参与，而由数据处理器RS完成对激励脉冲发生器 PCTRL，数据存储器RB1...RB(K)的控制，数据处理器RS首先给激励脉冲 发生器PCTRL电路发出开始脉冲，激励脉冲发生器PCTRL就自动产生激励脉 冲，相关阵元针对一条扫查线只发射单个或若干个激励脉冲，而不是持续工 作的。等所有相关阵元发射结束后，数据处理器RS给数据存储器RB1...RB (K)发出开始脉冲，接收电路就开始接收回波信号。等接收完一条扫查线 后，数据处理器RS重复上面的控制，发射和接收电路则会根据配置自动改 变下一扫查线所用的参数。等到所有扫查线接收完后，得到一帧图像数据， 数据处理器RS通过接口向计算机400发出工作结束信号，请求计算机400 读取数据。当计算机400读取完数据后，就向数据处理器RS写入继续工作 的指令，数据处理器RS向激励脉冲发生器PCTRL，数据存储器RB1...RB(K) 发出复位信号，使它们回到处始状态，然后再向激励脉冲发生器PCTRL，数 据存储器RB1...RB(K)发出工作信号，重新形成新的图像数据，此时，计 算机400对读取数据进一步加工处理，形成可视的图像，并等待数据处理器 RS发出的工作结束的信号。
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明而并非限制本发明所描 述的技术方案；因此，尽管本说明书参照上述的各个实施例对本发明已进行 了详细的说明，但是，本领域的普通技术人员应当理解，仍然可以对本发明 进行修改或者等同替换；而一切不脱离本发明的精神和范围的技术方案及其 改进，其均应涵盖在本发明的权利要求范围当中。
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