專利名稱：對象診斷系統、醫學圖像系統以及顯示診斷圖像的方法
技術領域：
本公開文檔涉及一種對象診斷系統、一種用于提供對象的診斷圖像的醫學圖像系統以及一種顯示對象的診斷圖像的方法。
背景技術：
醫學超聲圖像設備對人體無害，并且實時提供關于身體內部部位的解剖和功能信息。因此，醫學超聲圖像設備的全球市場已按每年大約6%進行穩步增長，并在2010年達到57億美元。醫學超聲圖像設備可使用I維(ID)陣列換能器(transducer)提供身體內部部位的2維(2D)平面圖像。另外，醫學超聲圖像設備可通過在機械地移動I維(ID)陣列換能器的同時獲得身體內部部位的體積(volume)信息來提供身體內部部位的3維(3D) 圖像。

發明內容
提供實時提供高分辨率的診斷圖像的對象診斷系統、用于提供對象的診斷圖像的醫學圖像系統以及顯示對象的診斷圖像的方法。提供非瞬時計算機可讀記錄介質，其中，在所述非瞬時計算機可讀記錄介質上已包括用于執行上述方法的程序。技術目的不限于此， 還可存在其他技術目的。將在接下來的描述中部分闡述另外的方面，還有一部分通過描述將是清楚的，或者可以通過本實施例的實施而得知。根據本發明的一方面，提供一種用于診斷對象的診斷系統，所述診斷系統包括探頭(probe)，包括多個子陣，每個子陣包括至少一排將信號發送到對象并從對象接收信號的陣列換能器；混合(hybrid)波束成形器，用于在所述多個子陣排列的方向執行模擬波束成形，并在與所述多個子陣排列的方向相垂直的方向執行數字波束成形。根據本發明的另一方面，提供一種用于提供對象的診斷圖像的醫學圖像系統，所述醫學圖像系統包括探頭，包括多個子陣，每個子陣包括至少一排將信號發送到對象并從對象接收信號的陣列換能器；混合波束成形器，用于通過在所述多個子陣中的每個子陣排列的方向執行模擬波束成形并在與所述多個子陣中的每個子陣排列的方向相垂直的方向執行數字波束成形，來形成接收波束；診斷圖像產生單元，用于通過使用形成的接收波束來產生診斷圖像。根據本發明的另一方面，提供一種顯示對象的診斷圖像的方法，所述方法包括針對包括在探頭中的多個子陣中的每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，并針對包括在所述多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值；根據計算出的時延值將來自包括在所述多個子陣中的換能器的信號發送到對象；根據用于模擬波束成形的時延值對由包括在所述多個子陣中的換能器接收的信號進行組合，并產生所述多個子陣的多個模擬信號；將所述多個模擬信號中的每個轉換為數字信號；根據用于數字波束成形的時延值組合多個轉換的數字信號；顯示通過使用組合的結果產生的診斷圖像，其中，所述多個子陣中的每個子陣包括至少一排陣列換能器。


通過下面結合附圖對實施例的描述，這些和/或其他方面將變得清楚和更加易于理解，其中圖I示出根據本發明實施例的使用診斷系統的環境；圖2是根據本發明實施例的診斷系統的框圖；圖3A至圖3D不出根據本發明實施例的子陣；圖4示出根據本發明實施例的在控制單元中對每個子陣計算用于數字波束成形的時延值的方法；圖5A和圖5B示出根據本發明實施例的正視(elevation)方向和橫向(lateral) 方向；圖6示出根據本發明實施例的診斷系統的發送波束成形操作；圖7示出根據本發明實施例的診斷系統的接收波束成形操作；圖8是根據本發明實施例的醫學圖像系統的框圖；圖9是示出根據本發明實施例的顯示診斷圖像的方法的流程圖。
具體實施例方式現將詳細描述實施例，其示例在附圖中示出，其中，相同的標號始終表示相同的部件。圖I示出根據本發明實施例的使用診斷系統10的環境。參照圖1，本實施例的診斷系統10可包括探頭100和混合波束成形器200 ;然而，本實施例不限于此。盡管在圖I中探頭100和混合波束成形器200彼此分離，但是本實施例不限于此。 混合波束成形器200可與探頭100組合。本實施例的探頭100與對象進行發送和接收信號。本實施例的混合波束成形器 200形成發送波束，并產生通過探頭100被轉換且將被發送到對象的信號，組合由探頭100 接收的信號，并形成接收波束。例如，本實施例的探頭100包括多個子陣，每個子陣包括至少一排將信號發送到對象并從對象接收信號的陣列換能器；混合波束成形器200在子陣排列的方向執行模擬波束成形，并在與子陣排列的方向相垂直的方向執行數字波束成形。在這方面，子陣排列的方向可以是正視方向或者橫向方向，從而與子陣排列的方向相垂直的方向可以是橫向方向或正視方向。更具體地，子陣排列的方向是指包括在所述多個子陣中的一個子陣中的換能器排列的方向。在這方面，當包括在所述多個子陣中的一個子陣中的換能器沿正視方向排列時，子陣排列的方向是正視方向。因此，本實施例的診斷系統10可輸出指示關于對象的信息的信號。所述信號可被產生為診斷圖像，并可被顯示給用戶。在這方面，盡管本實施例的診斷圖像可以是3維(3D)圖像，但是本實施例不限于此。圖2是根據本發明實施例的診斷系統10的框圖。參照圖2，診斷系統10包括探頭 100和混合波束成形器200。混合波束成形器200包括控制單元210、信號產生單元212、發送/接收切換單元214、接收信號處理單元216、模擬波束成形器220、模-數轉換器230和數字波束成形器240。數字波束成形器240包括發送數字波束成形器241和接收數字波束成形器242。圖2示出根據本實施例的診斷系統10的部件。因此，本領域的普通技術人員將理解診斷系統10還可包括除了圖2中示出的部件之外的通用部件。另外，圖2的診斷系統10的控制單元210、接收信號處理單元216、模擬波束成形器220、模-數轉換器230和數字波束成形器240可以是一個處理器或多個處理器。所述處理器可包括邏輯門的陣列或者可包括通用微處理器和存儲器的組合，其中，可在通用微處理器中被執行的程序被存儲在存儲器中。本領域的普通技術人員將理解所述處理器可包括不同類型的硬件。根據本實施例的診斷系統10可輸出指示關于對象的診斷圖像的信號，該診斷圖像可以是3D診斷圖像。然而，本實施例不限于此。探頭100與對象進行發送和接收信號。在這方面，盡管信號可以是超聲波信號，但是本實施例不限于此。因此，本實施例的探頭100包括多個子陣，每個子陣包括至少一排將超聲波信號發送到對象并從對象接收超聲波信號的陣列換能器。在這方面,換能器將由混合波束成形器200產生的電信號轉換為超聲波信號,將從對象反射的超聲波信號轉換為電信號，并將電信號發送到混合波束成形器200。本實施例的探頭100包括2維(2D)陣列形式的這些換能器，因此診斷系統10可輸出指示3D診斷圖像的信號。在這方面，盡管診斷圖像可以是超聲圖像，但是本實施例不限于此。2D陣列形式意味著MXN個換能器被布置。M和N是大于或等于I的整數，并且可以是相同數字。本實施例的探頭100包括多個子陣，每個子陣包括至少一排陣列換能器。例如，如果探頭100包括沿正視方向和橫向方向排列的MXN個換能器，則子陣可以是包括沿正視方向排列的一排換能器的陣列換能器，或者可以是包括沿橫向方向排列的一排換能器的陣列換能器。然而，本實施例不限于此，子陣可以是兩排或多排陣列換能器。因此，混合波束成形器200針對每個子陣控制包括在探頭100中的換能器，這減少了用于控制換能器的線纜的數量以及操作量。另外，混合波束成形器200可通過減少操作量來減少用于產生診斷圖像的時間。將參照圖3A至圖3D更加詳細地描述子陣。混合波束成形器200形成發送波束，產生通過探頭100被轉換并將被發送到對象的信號，組合由探頭100接收的信號，并形成接收波束。更詳細地，混合波束成形器200形成發送波束，并產生電信號，探頭100將由混合波束成形器200產生的電信號轉換為超聲波信號，將超聲波信號發送到對象，并將從對象反射的超聲波信號轉換為電信號，混合波束成形器200組合由探頭100轉換的電信號，并形成指示關于對象的信息的接收波束。因此，由混合波束成形器200形成的接收波束可根據諸如數字信號處理(DSP)等的預定處理而被產生為關于對象的診斷圖像。控制單元210控制信號產生單元212、發送/接收切換單元214、接收信號處理單元216、模擬波束成形器220、模-數轉換器230和數字波束成形器240，以控制混合波束成形器200的總體操作。更具體地，控制單元210根據包括在探頭100中的換能器和對象的焦點(focal point)之間的距離差來計算時延值,根據計算的時延值形成發送波束和接收波束，并產生發送信號和接收信號。本實施例的控制單元210針對每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，并根據針對每個子陣計算的時延值來控制換能器將信號發送到對象并從對象接收信號。此外，本實施例的控制單元210針對包括在多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值，并根據針對每個換能器計算的時延值來控制換能器將信號發送到對象并從對象接收信號。在這方面，由于包括在子陣中并被布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置的換能器具有相同的用于模擬波束成形的時延值，因此控制單元120針對包括在多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值。此外， 盡管根據本實施例可根據換能器和焦點之間的距離來計算用于模擬波束成形的時延值，但是本實施例不限于此。本領域的普通技術人員將理解計算用于數字波束成形的時延值的方法和計算用于模擬波束成形的時延值的方法，因此這里將省略對其的詳細描述。控制單元210控制模擬波束成形器220在子陣排列的方向執行模擬波束成形，并控制數字波束成形器240在與子陣排列的方向相垂直的方向執行數字波束成形。例如，如果探頭100包括第一子陣至第三子陣，每個子陣包括5個換能器(例如， 在子陣排列的方向上的換能器a、b、C、d和e)，則控制單元210針對第一子陣至第三子陣中的每個計算用于數字波束成形的時延值。如果計算出的時延值是dl、d2和d3，則控制單元210根據時延值dl控制包括在第一子陣中的換能器將信號發送到對象并從對象接收信號，根據時延值d2控制包括在第二子陣中的換能器將信號發送到對象并從對象接收信號， 根據時延值d3控制包括在第三子陣中的換能器將信號發送到對象并從對象接收信號。此外，控制單元210針對包括在第一子陣至第三子陣中的一個子陣中的換能器a、 b、C、d和e計算用于模擬波束成形的時延值。在這方面，控制單元210根據相同的時延值控制被布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置處的換能器a、b、C、d和e將信號發送到對象并從對象接收信號。例如，控制單元210針對包括在第一子陣中的換能器a、b、c、d和e計算用于模擬波束成形的時延值(例如，tl至t5),并基于計算出的時延值,根據相同的時延值tl控制包括在第一子陣中的換能器a、包括在第二子陣中的換能器a和包括在第三子陣中的換能器a 將信號發送到對象并從對象接收信號。如上所述，本實施例的相同位置意味著布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同坐標。盡管描述了子陣的第一子陣，但是本實施例不限于此。可針對另一子陣計算用于模擬波束成形的時延值。本實施例的控制單元210將包括在探頭100中的換能器控制為針對每個子陣具有用于數字波束成形的預定時延值(例如，dl至d3)，并將包括在每個子陣中并被布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同坐標處的換能器控制為具有用于模擬波束成形的預定時延值(例如，tl至t5)。將參照圖6和圖7更加詳細地進行描述。然而，本實施例不限于此。本領域的普通技術人員將理解控制單元210控制包括在探頭100中的換能器根據時延值dl在對象和包括在第一子陣中的5個換能器中的一個或多個換能器之間發送和接收信號，根據時延值d2在對象和包括在第二子陣中的5個換能器中的一個或多個換能器之間發送和接收信號，根據時延值d3在對象和包括在第三子陣中的5個換能器中的一個或多個換能器之間發送和接收信號。關于針對每個子陣計算用于數字波束成形的時延值dl至d3的方法，例如，控制單元210可在包括在子陣中的換能器中，計算關于最靠近焦點的換能器的時延值，計算關于離焦點最遠的換能器的時延值，計算關于布置在多個換能器中心的換能器的時延值，或通過使用在多個換能器和焦點之間的距離的平均值來計算時延值。然而，本實施例不限于此。 將參照圖4更加詳細地進行描述。本實施例的控制單元210通過針對每個子陣使用相同的基準來計算用于數字波束成形的時延值。因此，子陣可具有不同的時延值。因此，控制單元210將包括在子陣中的換能器控制為具有合適的時延值并與對象進行發送和接收信號，從而改善通過由混合波束成形器200形成的接收波束產生的診斷圖像的清晰度。當控制線被連接到包括在探頭100中的換能器，以根據用于模擬波束成形的時延值在換能器和對象之間發送和接收信號時，對于包括在子陣中并被布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置處的換能器，本實施例的混合波束成形器200可使用相同的用于模擬波束成形的時延值，因此控制線可被連接到每個子陣。因此，與當控制線被連接到所有換能器時相比，可顯著減少運行負荷，可顯著減少用于產生診斷圖像的時間，并可提高診斷圖像的分辨率。此外，根據包括在3D圖像中的2D平面圖像的數量來確定模擬波束聚焦所必需的控制線。例如，當必需存在256個2D平面圖像時，256個用于選擇時延部件的控制信號是必需的。然而，由于對于包括在子陣中并被布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置處的換能器，本實施例的混合波束成形器200使用相同的用于模擬波束成形的時延值，所以控制線被連接到各個子陣，因此減少控制線的數量。例如，如果在8個子陣中產生 256個2D平面圖像，則僅會使用8個控制信號。信號產生單元212通過使用由模擬波束成形器220形成的發送波束來產生發送信號。更具體地，信號產生單元212產生將被通過探頭100發送到對象的發送脈沖。例如，本實施例的信號產生單元212可以是產生超聲波發送脈沖的超聲波發送脈沖發生器。然而， 本實施例不限于此。發送/接收切換單元214針對由超聲波發送脈沖發生器產生的信號和由探頭100 接收的信號中的至少一個信號執行切換操作，以發送到達每個子陣的換能器的信號以及接收來自每個子陣的換能器的信號。例如，針對每個子陣進行的信號發送和接收可以是根據每個通道執行的操作。接收信號處理單元216針對由探頭100接收的信號執行預定的處理操作。例如，接收信號處理單元216可包括降低從探頭100接收的模擬信號的噪聲的低噪聲放大器(LNA) (未示出)和根據輸入信號控制增益值的可變增益放大器(VGA)(未示出)。在這方面，VGA 可以是根據焦點和VGA之間的距離來補償增益的時間增益補償器(TGC)。然而，本實施例不限于此。
本領域的普通技術人員將理解信號產生單元212、發送/接收切換單元214和接收信號處理單元216，因此這里將省略對其的詳細描述。模擬波束成形器220在控制單元210的控制下形成發送波束，將發送波束輸出到信號產生單元212，根據用于模擬波束成形的時延值組合由包括在子陣中的換能器接收的信號，產生關于每個子陣的模擬信號。也就是說，本實施例的模擬波束成形器220執行固定聚焦，并執行模擬波束成形。例如，模擬波束成形器220根據用于模擬波束成形的時延值(該時延值取決于焦點和包括在多個子陣中的一個子陣中的每個換能器之間的距離)執行模擬波束成形。在這方面，包括在每個子陣中并被布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置處的換能器具有相同的用于模擬波束成形的時延值。在這方面，盡管多個子陣中的一個子陣可最靠近焦點，但是本實施例不限于此。所述多個子陣中的一個子陣可離焦點最遠，可被布置在所述多個子陣的中心，或者可存在其他各種情況。此外，本實施例的模擬波束成形器220可沿子陣排列的方向引導(steer)從探頭 100發送到對象的信號。例如，如果子陣包括一排全部沿正視方向排列的換能器，則模擬波束成形器220 僅沿正視方向引導從探頭100的換能器發送到對象的信號。又例如，如果子陣包括一排全部沿橫向方向排列的換能器，則模擬波束成形器220 僅沿橫向方向引導從探頭100的換能器發送到對象的信號。以這種方式，模擬波束成形器220沿子陣排列的方向引導從探頭100發送到對象的信號，從而提高可通過由混合波束成形器200形成的接收波束產生的診斷圖像的分辨率。更具體地，如果子陣包括一排全部沿正視方向排列的換能器，則由于在控制單元 210中針對每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值不考慮焦點和包括在子陣中的每個換能器之間的距離，因此模擬波束成形器220沿子陣排列的方向引導從換能器發送到對象的信號。因此，模擬波束成形器220可在不增加運行負荷的同時提高產生的診斷圖像的分辨率。然而，本領域的普通技術人員將理解模擬波束成形器220可沿除了子陣排列方向的其它方向引導從換能器發送到對象的信號，以便提高診斷圖像的分辨率。本領域的普通技術人員將理解在模擬波束成形器220中執行模擬波束成形的方法，因此這里將省略對其的詳細描述。如上所述，本實施例的模擬波束成形器220可產生關于子陣的模擬信號，如果從探頭100發送的信號被引導并被從對象反射，則模擬波束成形器220組合由換能器接收的反射的信號，并產生每個子陣的模擬信號。模-數轉換器230將由模擬波束成形器220產生的每個模擬信號轉換為數字信號。因此，模-數轉換器230產生數字信號，并將數字信號輸出到數字波束成形器240。數字波束成形器240在控制單元210的控制下形成發送波束，將發送波束輸出到模擬波束成形器220，并根據針對每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值來組合由數-模轉換器230轉換的數字信號。也就是說，數字波束成形器240執行數字波束成形。例如，發送數字波束成形器241在控制單元210的控制下形成發送波束，并將發送波束輸出到模擬波束成形器220，接收數字波束成形器242根據針對每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值來組合通過模-數轉換器230轉換的數字信號，并形成接收波束。例如，模擬波束成形器220根據用于模擬波束成形的時延值組合由包括在子陣中的換能器接收的信號，并產生關于子陣的模擬信號，模-數轉換器230將由模擬波束成形器 220產生的模擬信號轉換為數字信號，接收數字波束成形器242根據由控制單元210計算的用于數字波束成形的時延值來組合由模-數轉換器230轉換的數字信號。以這種方式，數字波束成形器240執行動態聚焦以考慮針對每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值來形成發送波束和接收波束。例如，本實施例的接收數字波束成形器242針對由模擬波束成形器220產生的模擬信號執行動態聚焦，從而顯著減少連接到數字波束成形器240的線纜的數量。本領域的普通技術人員將理解在數字波束成形器240中執行數字波束成形的方法，因此這里將省略對其的詳細描述。因此，混合波束成形器200可在減少線纜數量、控制線數量以及運行負荷的同時， 形成能夠產生高清晰度診斷圖像的接收波束。圖3A至圖3D示出根據本發明實施例的子陣。為了描述的方便，盡管圖3A和圖3B示出沿正視方向和橫向方向排列的5X6個換能器，圖3C和圖3D示出沿正視方向和橫向方向排列的MXN個換能器，但是本實施例不限于此。參照圖2和圖3A，探頭100可包括子陣31，子陣31包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿正視方向排列的換能器，因此探頭100可包括6個子陣。參照圖2和圖3B，探頭100可包括子陣32，子陣32包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿橫向方向排列的換能器，因此探頭100可包括5個子陣。參照圖2和圖3C，探頭100可包括子陣33，子陣33包括陣列換能器，所述陣列換能器包括三排全部沿正視方向排列的換能器。在這方面，由于三排換能器是實施例，因此子陣33不限于所述三排換能器，其可包括兩排換能器、四排換能器等。參照圖2和圖3D，探頭100可包括子陣34，子陣34包括陣列換能器，所述陣列換能器包括三排全部沿橫向方向排列的換能器。在這方面，由于三排換能器僅是實施例，因此子陣34不限于此，其可包括兩排換能器、四排換能器等。因此，混合波束成形器200針對每個子陣控制包括在探頭100中的換能器，從而減少用于控制換能器的線纜的數量和運行負荷。此外，通過自適應地調整包括在子陣中的陣列換能器的數量，本實施例的探頭100 可包括一排陣列換能器作為子陣以便獲得高分辨率3D診斷圖像，并可包括兩個或多個陣列換能器作為子陣以便獲得低分辨率3D診斷圖像。因此，可根據用戶環境適當地調整子陣，從而根據用戶環境控制運行負荷和診斷圖像的分辨率之間的權衡。圖4示出根據本發明實施例的在控制單元210中針對每個子陣計算用于數字波束成形的時延值的方法。圖2和圖4示出包括一排陣列換能器的子陣41和對象的焦點42。例如，控制單元210可針對包括在子陣41中的換能器中最靠近焦點42的換能器413計算子陣41的時延值。又例如，控制單元210可針對包括在子陣41中的換能器中離焦點42最遠的換能器417計算子陣41的時延值。又例如，控制單元210可針對布置在包括在子陣41中的換能器的中心的換能器 414計算子陣41的時延值。又例如，控制單元210可通過使用焦點42和包括在子陣41中的換能器之間的距離的平均值來計算子陣41的時延值。更具體地，控制單元210可通過使用焦點42和包括在子陣41中的換能器之間的距離rl至r7的平均值來計算子陣41的時延值。在這方面，控制單元210通過使用相同的基準來針對每個子陣計算時延值，從而計算每個子陣的時延值。圖5A和圖5B不出根據本發明實施例的正視方向和橫向方向。為了描述的方便, 盡管子陣包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿正視方向排列的換能器，但是本實施例不限于此。參照圖5A，在正視方向執行發送波束聚焦和接收波束聚焦。參照圖5B，在橫向方向執行發送波束聚焦和接收波束聚焦。現將參照圖2和圖5A更加詳細地描述發送波束聚焦和接收波束聚焦。探頭100 和模擬波束成形器220通過使用模擬元件在正視方向執行發送波束聚焦和接收波束聚焦。 在這方面，6個子陣511至516中的每個被連接到控制線，控制單元210可通過控制線確定模擬波束成形器220的相對于正視方向的波束聚焦位置。在這方面，控制單元210根據相同的用于模擬波束成形的時延值來控制換能器與對象進行發送和接收信號，所述換能器包括在子陣511至516中并被布置在與子陣511至516中的每個子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置。也就是說，控制單元210在正視方向確定信號發送和接收方向以及波束聚焦位置，模擬波束成形器220根據確定的信號發送和接收方向以及波束聚焦位置來調整信號。根據本實施例通過使用模擬元件來執行發送波束聚焦和接收波束聚焦類似于在I 維(Id)陣列換能器中在正視方向使用聲透鏡。然而，ID陣列換能器在正視方向機械地移動以確定信號發送和接收方向。也就是說，盡管3D診斷圖像可通過移動ID陣列換能器來獲得，但是這種方法在成像速度方面，即，在時間分辨率或空間分辨率方面具有受限的性能。更具體地，由于ID陣列換能器通過在正視方向使用聲透鏡來執行固定聚焦，因此圖像在正視方向靠近焦點處具有最高空間分辨率，在除了焦點之外的點具有低空間分辨率。另外，盡管3D診斷圖像可通過機械地移動ID陣列換能器來獲得，但是由于ID陣列換能器以受限的速度機械地移動，因此時間分辨率被降低為每兩秒一幀。同時，本實施例的模擬波束成形器220通過使用2D陣列換能器以電子方式確定信號發送和接收方向，因此可保證時間分辨率和空間分辨率的性能。更具體地，本實施例的混合波束成形器200通過使用2D陣列換能器來提高時間分辨率和空間分辨率，從而實時獲得高分辨率體積圖像(volumetric image)和多平面圖像。 此外，混合波束成形器200可在使用2D陣列換能器的同時通過使用子陣減少線纜的數量。因此，模擬波束成形器220在正視方向確定信號發送和接收方向以及波束聚焦位置，數字波束成形器240在橫向方向執行發送波束聚焦和接收波束聚焦。
在這方面，數字波束成形器240被連接到信號傳輸線纜，信號傳輸線纜可被連接到模-數轉換器230。控制單元210根據針對每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值控制數字波束成形器240通過信號傳輸線纜發送和接收信號。根據本實施例的通過使用數字元件來執行發送波束聚焦和接收波束聚焦類似于通過使用ID陣列換能器獲得2D平面圖像。因此，本實施例的診斷系統10在正視方向執行模擬波束成形，在橫向方向執行數字波束成形，所述正視方向是子陣排列的方向。因此，在減少連接到模擬波束成形器220的控制線的數量、連接到數字波束成形器240的線纜的數量以及運行負荷的同時，本實施例的診斷系統10可產生用于產生高清晰度3D診斷圖像的信號。如上所述，盡管在圖5A和圖5B中，子陣包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿正視方向排列的換能器，但是本實施例不限于此。本領域的普通技術人員將理解子陣包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿橫向方面排列的換能器。在這種情況下，本實施例的診斷系統10可在橫向方向執行模擬波束成形，在正視方向執行數字波束成形，所述橫向方向是子陣排列的方向。圖6示出根據本發明實施例的診斷系統10的發送波束成形操作。為了描述的方便，盡管子陣包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿正視方向排列的換能器，但是本實施例不限于此。參照圖2和圖6，探頭100包括3個子陣61、62和63，所述3個子陣61、62和63 分別包括換能器611至614、換能器621至624和換能器631至634。控制單元210針對子陣61、62和63中的每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，針對包括在子陣61、62和63中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值，并根據計算出的時延值控制換能器611至614、換能器621至624和換能器631至634 將信號發送到對象并從對象接收信號。因此，發送數字波束成形器241將用于數字波束成形的時延值dl、d2和d3應用到分別包括在第一子陣至第三子陣61、62和63中的傳感器611至614、傳感器621至624和傳感器631至634，模擬波束成形器220將用于模擬波束成形的時延值tl、t2、t3、t4應用到分別包括在第一子陣至第三子陣61、62和63中的傳感器611至614、傳感器621至624 和傳感器631至634。關于包括在第一子陣61中的換能器611至614，換能器611根據被應用了用于數字波束成形的時延值dl和用于模擬波束成形的時延值tl的時延值將信號發送到對象，換能器612根據被應用了用于數字波束成形的時延值dl和用于模擬波束成形的時延值t2的時延值將信號發送到對象，換能器613根據被應用了用于數字波束成形的時延值dl和用于模擬波束成形的時延值t3的時延值將信號發送到對象，換能器614根據被應用了用于數字波束成形的時延值dl和用于模擬波束成形的時延值t4的時延值將信號發送到對象。關于包括在子陣62中的換能器621至624，換能器621根據被應用了用于數字波束成形的時延值d2和用于模擬波束成形的時延值tl的時延值將信號發送到對象。以這種方式，分別包括在第二子陣62和第三子陣63中的換能器621至624和換能器631至634 的時延值可被確定。布置在橫向方向上的相同位置處的換能器611、621和631具有相同的用于模擬波束成形的時延值tl，所述橫向方向是與子陣61、61和63排列的方向相垂直的方向。信號產生單元212根據由模擬波束成形器220形成的發送波束產生電信號。發送和接收切換單元214執行切換以發送子陣61、62和63中的每個子陣的信號。因此，本實施例的診斷系統10可執行發送波束聚焦以在減少控制線和線纜的數量的同時獲得高清晰度診斷圖像。圖7示出根據本發明實施例的診斷系統10的接收波束成形操作。為了描述方便， 盡管子陣包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部排列沿正視方向排列的換能器，但是本實施例不限于此。參照圖2和圖7，探頭100包括3個子陣71、72和73，所述3個子陣71、72和73 分別包括換能器711至714、換能器721至724和換能器731至734。發送和接收切換單元214執行切換以接收子陣71、72和73中的每個子陣的信號。 接收信號處理單元216對接收的信號執行諸如降噪、增益放大等預定的處理。模擬波束成形器220通過根據用于模擬波束成形(模擬波束成形被用于形成發送波束)的時延值tl、t2、t3和t4對信號進行組合來產生模擬信號al，所述信號由包括在子陣71中的換能器711至714接收并通過接收信號處理單元216進行處理。因此，模擬波束成形器220通過對由分別包括在子陣71、72和73中的換能器711至714、換能器721至724 和換能器731至734接收的信號進行組合來產生3個模擬信號al、a2和a3。模-數轉換器230將3個模擬信號al、a2和a3轉換為3個數字信號bl、b2和b3。接收信號波束成形器242通過根據針對每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值dl至d3對3個數字信號bl、b2和b3進行組合來產生一個或多個數字信號Cl。由接收信號波束成形器242產生的數字信號Cl可指示關于對象的焦點或者將作為圖像的對象的信息，并可被用于產生診斷圖像。當探頭100包括沿正視方向和橫向方向排列的4 X 3個換能器時，12條控制線或線纜是為了執行模擬波束成形或數字波束成形所必需的。當子陣沿正視方向排列時，本實施例的診斷系統10可通過使用4條控制線和3條線纜來執行波束成形。因此，本實施例的診斷系統10減少了控制線和線纜的數量，從而產生用于產生高清晰度3D診斷圖像的信號，并顯著減少運行負荷。如上所述，盡管在圖6和圖7中，子陣包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿正視方向排列的換能器，但是本實施例不限于此。本領域的普通技術人員將理解子陣包括陣列換能器，該陣列換能器包括一排全部沿橫向方向排列的換能器。在這種情況下，本實施例的診斷系統10可通過僅使用3條控制線和4條線纜來執行波束成形。圖8是根據本發明實施例的醫學圖像系統800的框圖。參照圖8，醫學圖像系統包括診斷系統10、診斷圖像產生單元810、存儲單元820、診斷圖像顯示單元830和輸出單元 840。診斷系統10包括探頭100和混合波束成形器200。圖8示出根據本實施例的醫學圖像系統800的部件。因此，本領域的普通技術人員將理解醫學圖像系統800還可包括除在圖8中示出的部件之外的通用部件。此外，圖8的診斷系統10是圖I和圖2的診斷系統10的實施例。所以，關于圖I 和圖2的描述應用于圖8的醫學圖像系統800，因此這里將省略對其的詳細描述。本實施例的醫學圖像系統800提供關于對象的診斷圖像。例如，醫學圖像系統800顯示關于對象的診斷圖像，或者將指示關于對象的診斷圖像的信號輸出到顯示關于對象的診斷圖像的外部裝置。因此，診斷系統10通過使用探頭100和混合波束成形器200輸出用于產生關于對象的診斷圖像的信號。探頭100包括多個子陣，每個子陣包括至少一排將信號發送到對象并從對象接收信號的陣列換能器。混合波束成形器200通過在子陣排列的方向執行模擬波束成形并在與子陣排列的方向相垂直的方向執行數字波束成形，來形成接收波束。在這方面，子陣排列的方向可以是正視方向或橫向方向，因此與子陣排列的方向相垂直的方向可以是與子陣排列的方向相垂直的橫向方向或正視方向。此外，本實施例的混合波束成形器200包括執行模擬波束成形的模擬波束成形器。模擬波束成形器沿子陣排列的方向引導從探頭100發送到對象的信號。本實施例的混合波束成形器200包括控制單元，所述控制單元針對每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，根據針對每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值控制換能器將信號發送到對象并從對象接收信號，針對包括在多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值，并根據相同的用于模擬波束成形的時延值來控制換能器將信號發送到對象并從對象接收信號，其中，所述換能器包括在子陣中并被布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置。因此，本實施例的混合波束成形器200可形成用于產生高清晰度3D診斷圖像的接收波束，并減少運行負荷。診斷圖像產生單元810通過使用由混合波束成形器200形成的接收波束來產生診斷圖像。更具體地，診斷圖像產生單元810可包括數字信號處理器(DSP)(未示出)和數字掃描轉換器(DSC)(未不出)。本實施例的DSP通過對從混合波束成形器200輸出的信號和存儲在存儲單元820中的信號中的至少一個進行處理來形成指示b、c或d模式的圖像數據。在這方面，b、c或d模式分別表示亮度模式、彩色模式和多普勒模式。本實施例的DSC 產生掃描的診斷圖像，以顯示通過DSP形成的圖像數據。本領域的普通技術人員將理解DSP和DSC，因此這里將省略對其的詳細描述。存儲單元820對在醫學圖像系統800的操作期間產生的數據進行存儲。例如，存儲單元820可存儲由混合波束成形器200形成的接收波束，或者可存儲指示b、c或d模式的圖像數據或者掃描的診斷圖像。本實施例的存儲單元820是普通的存儲介質，本領域的普通技術人員將理解本實施例的存儲單元820可包括硬盤驅動(HDD)、只讀存儲器(ROM)、隨機存取存儲器(RAM)、閃存和存儲卡。診斷圖像顯示單元830顯示由診斷圖像產生單元810產生的診斷圖像。例如，診斷圖像顯示單元830包括提供給醫學圖像系統800的全部輸出裝置，諸如顯示面板、IXD屏幕、監視器等。然而，本領域的普通技術人員將理解本實施例的醫學圖像系統800可能不包括診斷圖像顯示單元830，可能包括輸出單元840，所述輸出單元840用于將由診斷圖像產生單元810產生的診斷圖像輸出到外部顯示裝置(未示出)。在這方面，輸出單元840可經有線網絡和無線網絡或者通過有線串行通信將數據發送到外部裝置并從外部裝置接收數據。網絡包括互聯網、局域網(LAN)、無線LAN、廣域網 (WAN)、個域網(PAN)等。然而，本實施例不限于此，網絡可包括不同類型的網絡。因此，本領域的普通技術人員將理解本實施例的存儲單元820和輸出單元840 可被整體形成在通過進一步包括圖像讀取和檢索功能而形成的影像歸檔通信系統(PACS) 中。因此，本實施例的醫學圖像系統800可向用戶提供高清晰度3D診斷圖像，并減少運行負荷。圖9是示出根據本發明實施例的顯示診斷圖像的方法的流程圖。針對圖9描述的顯示診斷圖像的方法包括由圖I、圖2和圖8的診斷系統10或醫學圖像系統800順序執行的操作。因此，盡管未在下面提供，但是圖I、圖2和圖8的診斷系統10或醫學圖像系統800 的描述可被應用于針對圖9描述的方法中。在操作901中，控制單元210針對包括在探頭100中的多個子陣中的每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，并針對包括在所述多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值。在這方面，所述子陣包括至少一排陣列換能器，并且布置在與子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置處的換能器具有相同的用于模擬波束成形的時延值。在操作902中，探頭100根據在操作901中計算出的時延值將信號發送到對象。更具體地，包括在探頭100的子陣中的換能器根據用于數字波束成形的時延值和用于模擬波束成形的時延值將信號發送到對象。在混合波束成形器200的控制下，從探頭100發送到對象的信號沿子陣排列的方向被引導。在操作903中，模擬波束成形器220根據在操作901中計算出的用于模擬波束成形的時延值來對由包括在子陣中的換能器接收的信號進行組合，并產生子陣的多個模擬信號。在操作904中，模-數轉換器230將模擬信號轉換為數字信號。在操作905中，數字波束成形器240根據在操作901中計算出的用于數字波束成形的時延值來組合轉換的數字信號。在操作906中，診斷圖像顯示單元830顯示通過使用組合轉換的數字信號的結果而產生的診斷圖像。在這方面，可通過診斷圖像產生單元810產生診斷圖像。因此，本實施例的顯示診斷圖像的方法可在減少運行負荷的同時顯示高清晰度3D 診斷圖像。根據本實施例的診斷系統10和醫學圖像系統800，2D陣列換能器被用于在全部3D 圖像點中獲得最優空間分辨率，與機械移動方法不同的電切換方法被用于實時獲得高清晰度3D診斷圖像。以用戶可容易地識別關于人體器官的解剖信息的方式提供實時的高清晰度3D診斷圖像，從而提高疾病的準確診斷以及診斷的便利性。此外，諸如心臟的3D彩色血流圖像的新的臨床信息可被提供給醫學專家。另外，醫學圖像設備取決于硬件可能在實現波束聚焦方面存在難度，這會直接影響圖像質量。然而，本實施例的診斷系統10和醫學圖像系統800可在使用2D陣列換能器的同時減少線纜的數量，從而降低硬件的復雜性，并使系統效率最大化。如上所述，根據本發明的上面實施例中的一個或多個實施例，降低了硬件的復雜性和運行負荷的混合波束成形器可被用于產生并顯示對象的3D診斷圖像。因此，診斷系統
10、醫學圖像系統800和顯示診斷圖像的方法可通過使硬件的復雜性最小化而實現合成孔徑聚焦技術。本實施例可在通用數字計算機中通過運行來自計算機可讀介質的程序而被實施。 在所述方法中使用的數據可通過使用各種方式記錄在計算機可讀記錄介質中。所述計算機可讀記錄介質的示例包括存儲介質，諸如磁存儲介質(例如，ROM、軟盤或硬盤)、光可讀介質(例如，壓縮盤-只讀存儲器(CD-ROM)、數字多功能盤(DVD)或PC接口(例如，PCI、 PCI-express、Wifi 等))。應理解這里描述的示例性實施例應被認為僅在于描述的意義，而不是出于限制的目的。在每個實施例內的特征或方面的描述應通常被認為可用于在其他實施例中的其他類似的特征或方面。
權利要求
1.一種用于診斷對象的診斷系統，所述診斷系統包括探頭，包括多個子陣，每個子陣包括至少一排將信號發送到對象并從對象接收信號的陣列換能器；以及混合波束成形器，用于在所述多個子陣排列的方向執行模擬波束成形，并在與所述多個子陣排列的方向相垂直的方向執行數字波束成形。
2.如權利要求I所述的診斷系統，其中，所述混合波束成形器包括控制單元，用于針對所述多個子陣中的每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，并用于根據針對所述多個子陣中的每個子陣計算出的時延值來控制換能器將信號發送到對象并從對象接收信號。
3.如權利要求2所述的診斷系統，其中，所述控制單元針對包括在所述多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值，并根據相同的用于模擬波束成形的時延值來控制換能器將信號發送到對象并從對象接收信號，其中，所述換能器包括在所述多個子陣中并被布置在與所述多個子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置。
4 如權利要求I所述的診斷系統，其中，所述混合波束成形器包括模擬波束成形器， 用于根據用于模擬波束成形的時延值對通過包括在所述多個子陣中的換能器接收的信號進行組合，并產生所述多個子陣中的每個子陣的多個模擬信號。
5.如權利要求4所述的診斷系統，其中，所述模擬波束成形器沿所述多個子陣排列的方向引導從探頭發送到對象的信號。
6.如權利要求2所述的診斷系統，其中，所述混合波束成形器包括模擬波束成形器，用于根據用于模擬波束成形的時延值對通過包括在所述多個子陣中的換能器接收的信號進行組合，并產生所述多個子陣的多個模擬信號；模-數轉換器，用于將由模擬波束成形器產生的多個模擬信號轉換為數字信號；以及數字波束成形器，用于根據針對所述多個子陣中的每個子陣計算的用于數字波束成形的時延值來對轉換的數字信號進行組合。
7.如權利要求I所述的診斷系統，其中，所述混合波束成形器包括模擬波束成形器， 用于當所述多個子陣中的每個子陣包括一排全部沿正視方向排列的換能器時，沿正視方向弓I導從換能器發送到對象的信號。
8.如權利要求I所述的診斷系統，其中，所述混合波束成形器包括模擬波束成形器， 用于當所述多個子陣中的每個子陣包括一排全部沿橫向方向排列的換能器時，沿橫向方向弓I導從換能器發送到對象的信號。
9.一種用于提供對象的診斷圖像的醫學圖像系統，所述醫學圖像系統包括探頭，包括多個子陣，每個子陣包括至少一排將信號發送到對象并從對象接收信號的陣列換能器；混合波束成形器，用于通過在所述多個子陣中的每個子陣排列的方向執行模擬波束成形并在與所述多個子陣中的每個子陣排列的方向相垂直的方向執行數字波束成形，來形成接收波束；以及診斷圖像產生單元，用于通過使用形成的接收波束來產生診斷圖像。
10.如權利要求9所述的醫學圖像系統，其中，所述混合波束成形器包括模擬波束成形器，用于執行模擬波束成形，并用于沿所述多個子陣排列的方向引導從探頭發送到對象的信號。
11.如權利要求9所述的醫學圖像系統，其中，所述混合波束成形器包括控制單元，用于針對所述多個子陣中的每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，并用于根據針對所述多個子陣中的每個子陣計算出的時延值來控制換能器將信號發送到對象并從對象接收信號。
12.如權利要求11所述的醫學圖像系統，其中，所述控制單元針對包括在所述多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值，并根據相同的用于模擬波束成形的時延值來控制包括在所述多個子陣中并被布置在與所述多個子陣中的每個子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置中的換能器以將信號發送到對象并從對象接收信號。
13.如權利要求9所述的醫學圖像系統，還包括診斷圖像顯示單元，用于顯示產生的診斷圖像。
14.一種顯示對象的診斷圖像的方法，所述方法包括針對包括在探頭中的多個子陣中的每個子陣計算用于數字波束成形的時延值，并針對包括在所述多個子陣中的一個子陣中的每個換能器計算用于模擬波束成形的時延值； 根據計算出的時延值將信號從包括在所述多個子陣中的換能器發送到對象；根據用于模擬波束成形的時延值對通過包括在所述多個子陣中的換能器接收的信號進行組合，并產生所述多個子陣的多個模擬信號；將所述多個模擬信號中的每個轉換為數字信號；根據用于數字波束成形的時延值對多個轉換的數字信號進行組合；以及顯示通過使用組合的結果產生的診斷圖像，其中，所述多個子陣中的每個子陣包括至少一排陣列換能器。
15.如權利要求14所述的方法，其中，發送信號的步驟包括沿所述多個子陣排列的方向引導信號。
16.如權利要求14所述的方法，其中，所述多個子陣中的每個子陣包括一排全部沿正視方向或沿橫向方向排列的換能器。
17.如權利要求14所述的方法，其中，發送信號的步驟包括當所述多個子陣中的每個子陣包括一排全部沿正視方向排列的換能器時，沿正視方向引導信號。
18.如權利要求14所述的方法，其中，發送信號的步驟包括當所述多個子陣中的每個子陣包括一排全部沿橫向方向排列的換能器時，沿橫向方向引導信號。
19.如權利要求14所述的方法，其中，包括在所述多個子陣中并被布置在與所述多個子陣排列的方向相垂直的方向上的相同位置中的換能器具有相同的用于模擬波束成形的時延值。
全文摘要
本發明提供一種對象診斷系統、醫學圖像系統以及顯示診斷圖像的方法。所述診斷系統包括探頭；混合波束成形器，用于執行模擬波束成形和數字波束成形。
文檔編號A61B8/00GK102579078SQ20121000549
公開日2012年7月18日 申請日期2012年1月4日 優先權日2011年1月6日
發明者劉亮模, 宋宗根, 宋泰庚, 張珍鎬, 趙庚一, 金東郁, 金培瀅 申請人:三星電子株式會社, 西江大學校算學協力團