超声系统的设计考虑对前端元件选用的影响

引言

在设计超声前端电路时，在若干重大问题上需要进行折中处理。前端电路的元器件的性能参数将影响到诊断的性能——反过来，系统的配置和使用目标也将影响到元器件的选用。

设计者应当理解极为重要的指标的含义，这些指标对系统的性能的影响，以及它们是如何受到集成电路（IC）设计的折中取舍。就集成度和半导体工艺技术而言，这些取舍将限制用户的设计选择。对这些设计上的考虑的理解将帮助设计者实现最有利的系统划分方案。我们首先对高层系统进行概述，然后对超声系统的工作原理进行更为详细的描述。

系统介绍

医用超声机属于当前得到广泛应用的、最为复杂的信号处理机之一。与任何一种复杂的机器类似的是，由于性能要求、物理和成本方面的原因，其设计必须进行多方面的权衡取舍。为了完全理解前端IC所应该具备的功能和性能水平，特别是低噪声放大器（LNA）、时间增益补偿放大器（TGC）和模拟－数字转换器（ADC）等IC，就必须从系统的层次理解这种设备。

在超声前端以及其他多种复杂的电子系统中，这些模拟的信号处理元件都是决定系统总体性能的关键性的元件。前端元件的特性决定了系统性能的极限，一旦在这一部分引入噪声和失真，要在后续部分将其除去将是不可能的。这当然是任何一个接收信号处理链中存在的一个问题，无论是超声还是无线系统都是如此。

有趣的是，超声系统在本质上可以被视为一个雷达或者声纳系统，但是它的工作速度与这些系统不在一个数量级上。典型的超声系统在概念上与安装在商用、军用航空器和军用舰船上的相控阵雷达是类似的。不同的是雷达工作在GHz频段，声纳工作在kHz频段，而超声则工作在MHz频段。超声的设计者们采用并扩展了最早由雷达系统设计者们提出来的、基于相控阵原理的波束定向控制技术（beam steering）。如今，这些系统采用了一些目前最复杂的信号处理设备。

图1示出了一种简化的超声系统图。在所有这样的系统中，在较长的（2m）电缆的终端有一个多元件的换能器。该电缆中有48至256路微同轴电缆，是系统最昂贵的部件之一。在大多数系统中，有若干不同的换能器探头（也被称为手柄——手柄是指包含着换能器元件并通过电缆与系统相连接的部件单元）可以与系统相连，使得操作者能够为最优的成像质量选出适当的换能器。手柄的选择是通过高压（HV继电器）来选择的，这会给电缆增加很大的寄生电容。

图1 超声系统方框图

某些阵列使用了一个HV多路复用器/解复用器来降低发射和接收硬件的复杂性，但相应要在灵活性方面付出代价。最灵活的系统是相控阵数字波形合成系统，由于需要对所有的通道进行完全的电子控制，因此它们容易成为成本最高的系统。不过，如今最新型的前端IC，如AD8332可调增益放大器（VGA）和AD9238 12bit 模数转换器（ADC），正在不断推动每通道成本的降低，因此，如今即使在中档和低成本的系统中也引入了全部单元的全电子控制。

在发射（Tx）一侧，Tx波束成形器决定了延迟方式和脉冲序列，它设定了所需要的发射焦点。波束成形器的输出则经过高压发射放大器放大后驱动换能器。这些放大器受数模转换器（DAC）控制，以修整发射的脉冲波形，以便提高能送到换能器元件的能量。一般来说，会采用多个发射焦点——也就是说，待成像的区域可以通过将发射能量的汇集焦点逐步向体内推移的方法来向深处扩展。采用多个区域的主要原因是，待成像的点在人体内的深度越大，所需发射的能量就应该越大，因为信号会随着向体内的传播（和返回）而逐步衰减。

在接收侧（Rx），有一个通常由二极管桥所构成的T/R开关，它可以阻止高压Tx脉冲的通过。这个开关之后又接有一个低噪声的放大器（LNA）和一个或多个可调增益放大器（VGA），这些放大器用于实现时间增益补偿（TGC），有时也实现变迹滤波（空间“加窗”，用于减少波束的旁瓣）功能。时间增益控制——可以提高人体深处（因此信号到达也越晚）的信号的增益，则由操作者来控制，用于维持图像的均匀度。

信号经过放大后，波束成形就开始执行，这种功能可以以模拟（ABF）或者数字（DBF）形式实现。在现代系统中，大部分是数字化的，除了连续波（continuous-wave，CW）多普勒处理外。之所以还要采用模拟方法，是因为CW Doppler处理的动态范围仍然过大，无法通过与图像在同一个通道进行处理。最后，Rx波束经过处理，以显示出灰度图像、叠加在2D图像上的Colorflow图像，和/或多普勒输出。

超声系统提出的挑战

为了充分理解超声技术所提出的挑战以及它们对前端元件的影响，非常重要的是要记住这种成像模式试图实现的目标。首先，它应该能精确地呈现人体内部的器官，其次，通过Doppler信号处理，可以确定人体内部的运动（例如，血流）。从该信息出发，医生可以对心脏的瓣膜或者血管是否正常工作下结论。

采集模式

超声的采集模式有三种：B模式（灰度级成像；2D）；F模式（Colorflow或者Doppler成像；血流）；以及D模式（频谱多普勒）。B模式可以产生传统的灰度级图像，F模式是一种叠加在B模式显示上的彩色图像，用于显示血流；D模式则属于Doppler显示，可以示出血流的速度及频率。（还有一种M模式，它用于显示单个B模式的时间线。）

医用超声的工作频率在1MHz～40MHz范围内，体外成像机一般采用的频率为1MHz～15MHz，而静脉内心血管测量机则使用高达40MHz的频率。原则上希望采用更高的频率，因为它们可以提供更好的分辨率，但是组织的衰减作用限制了给定透入深度所对应的最高频率。不过，人们也无法任意提高超声的频率来获得更细微的分辨率，因为超声信号的衰减率约为1dB/cm/MHz，也就是说，对于10MHz的超声信号和5cm的透入深度而言，往返的信号已经衰减了5× 2×10 = 100 dB！为了在任意位置都能达到约60dB的瞬时动态范围，对动态范围的要求高达160dB（对应的电压动态范围是1×108：1）！如此之高的动态范围是无法直接实现的；因此，必须在系统复杂程度和前端性能之间做出均衡，要么是透入深度（受到安全方面的法规关于容许的最高发射功率的限制），要么是图像分辨率（使用较低的超声频率）。

所接收到的信号的巨大的动态范围带来了最严重的挑战。前端电路必须同时具有很低的噪声和承受大信号的能力——任何在通信的要求方面有经验的人对此种需求都很熟悉。例如，如果电缆在特定频率的损耗为2dB，则噪声系数将衰减2dB。这就意味着电缆后的第一个放大器的噪声系数必须比采用无损耗电缆时低2dB。可以避开这一问题的一个可能的办法是把放大器放置在换能器手柄上。不过，这也会遇到严重的尺寸和功耗方面的限制；另外，需要对高压瞬态脉冲进行防护的需求也使得这种解决方案难以实施。

另一个挑战则是换能器元件和人体之间巨大的声学阻抗失配。能量发射的高效率，离不开声学阻抗的匹配层（类似于电阻抗匹配射频电路）。这往往需要在手柄的换能器元件前敷设一两层匹配层，这些材料后面接有一个透镜，再后面是耦合乳膏。乳膏本身可以实现与人体的声学接触——因为空气是一种很好的声反射体。

接收电路所要解决的另一个重要的问题是从过载中快速恢复的能力。即使T/R开关的用途就是保护接收器不会承受很大的脉冲，这些脉冲通过开关的少量泄漏也足以让前端电路过载。过载恢复能力欠佳将导致接收机“盲视”，直到恢复为止，这将直接影响到在距离皮肤多近的部位可以形成图像。

超声图像是如何形成的——B模式

图2示出了不同的扫描图像是如何形成的。在所有4种扫描模式下，具有矩形边界的扫描线所成的图像是图像的真实呈现，因为这是将在显示监视器上出现的图像。这里仅示出了单个换能器的机械移动（箭头所指的方向）以方便对成像原理的理解，但是一个直线阵列在没有机械移动的情况下也可以产生相同种类的图像。在线扫描的例子中，换能元件沿着水平方向移动；对应于每条扫描线（图像中所示的线），都会发送一个Tx脉冲，而来自于不同深度的各种反射信号被记录下来，通过扫描方式转换成视频显示。单个换能器在图像采集过程中的移动方式，将决定图像的形状。这直接变换成线阵列换能器的形状，也就是说，对于直线扫描而言，该阵列将是直线状的，而对于弧形扫描而言，阵列将是凹面的。

图2 单换能器图像生成

从机械单换能器系统到电子系统所需要迈出的一步也可以通过考察图2所示的直线扫描方式来轻松地予以解释。如果单换能器单元被划分为多个小块，则如果一次激励一个单元并纪录来自于人体的反射信号的话，则还可以获得如图所示的矩形图像，只是现在操作员不再需要移动换能器元件。从这一例子可以看出，弧形扫描可以由一个组成凹面形状的线阵列来实现；扇形扫描将由呈凸面排列的线性阵列来实现。

虽然上述的实例解释了B模式超声图像生成的基本原理，但一个现代系统一次不止使用一个单元来产生扫描线，因为它可以让系统的孔径发生改变。改变孔径类似于改变光学系统中的焦点位置，这有助于产生更清晰的图像。图3示出了线性阵列和相控阵是如何做到这一点的；主要的差别在于在相控阵中，所有的单元都被同时用到，而在一个线阵列中，所有的阵列单元中只有一部分被用到。只用到较少的单元，其优点是节省了电子方面的硬件，但它增加了对给定的视场进行成像所需的时间。相控阵则不同，因为它采用了扇形分布，只需很少的换能器就可以对远场进行大面积成像。这也就是相控阵换能器在心脏成像等应用领域的首选，在这些应用中，操作员必须能利用肋骨间的狭小空间来对尺寸大得多的心脏进行成像。

图3 线性vs 相控阵成像

阵列中的激励是沿着扫描线发出的，其方式由一组预计将同时到达某个焦点的延迟分布来决定的。这些脉冲（图3）可以由阵列（填充阴影的图形）上方垂直的时间线上的“弯曲”来表示——从阵列的表面往上对应着时间的增加。图3所示的直线的步进阵列，将能向一组单元（孔径）提供具有特定形状的激励，然后通过添加一个前面的元件并剔除一个后方的单元来让孔径发生步进移动。发生每一步时，一条扫描线（波束）是由同时到达的脉冲所形成的。在相控阵中，所有的换能器都同时激活。在上面所示出的例子中，暗线是对所示的脉冲方式所产生的反射数据进行成像的扫描线。

模拟vs 数字波束成形技术

在模拟波束成形（ABF）和数字波束成形（DBF）超声系统，所接收到的、从沿着一条波束的特定焦点反射的脉冲信号将被按通道储存起来，然后在时间上对准，并进行一致性求和，这可以提供空间的处理增益，因为各通道的噪声是非相关的。图像可以由如下的两种方式之一来形成：经过模拟延迟线形成模拟电平序列，然后求和，并在求和后最终变换成数字形式（ABF）；或者，在尽可能接近换能元件的位置对模拟电压电平进行采样，将这些采样值存入内存（FIFO），然后将它们通过数字化的处理求和（DBF）。

图4和图5示出了ABF和DBF系统的基本方框图。两种类型的系统都需要完美的通道间匹配。请注意，两种实现方案都需要可变增益放大器（VGA），而且对于数字波束成形也始终都需要VGA，直到可以获得动态范围足够高并且成本合理、功耗足够低的ADC为止。请注意，ABF成像系统只需要一个高分辨率和高速的ADC即可，但一个DBF系统需要多个高速、高分辨率的ADC。有时在ABF系统中还需要一个对数放大器，以便在ADC接收信号之前压缩动态范围。

图4 简化的ABF系统框图

图5 简化的DBF系统框图

动态范围

在前端电路中，LNA的本底噪声决定了可以接收到的最微弱的信号。但同时，特别是在CW Doppler信号处理中，LNA却还必须能承受极强的信号。因此能否尽量提高LNA的动态范围就变得非常关键（一般来说，由于噪声性能方面的限制，在LNA前无法采取任何滤波措施）。请注意，这些条件同样也适用于任何接收机，在通信应用中，最靠近天线的电路也并不能享受到多少滤波带来的好处；相应的，它也需要能承受最大的动态范围。

在超声系统的所有信号中，CW Doppler具有最大的动态范围；对于CW来说，换能器阵列的一半用于发射正弦波，而另一半则进行接收。因此Tx信号很有可能泄漏到Rx侧，从接近人体表面的静止的部位反射回来的信号的强度也很高。这就很有可能干扰，例如，对体内深处的静脉的血流的检测（所产生的Doppler信号很微弱）。

就目前的技术发展水平来看，CW Doppler信号还无法通过数字波束成形（DBF）系统中的主成像（B模式）和PW Doppler（F模式）进行处理；正因为如此，图1中的CW Doppler处理采用了模拟的波束成形器（ABF）。ABF具有更大的动态范围，自然，DBF超声的“圣杯”（最高目标），是让所有的模式都能通过DBF链来处理（成本要保持在合理范围内），因此现在正在进行的研究都针对如何实现这一目标来开展。
功耗

因为超声系统需要很多通道，前端元件的功耗——从T/R开关经过LNA、VGA和ADC一直到波束成形器的数字电路——都是非常关键的指标。正如上面所指出的那样，推动前端的动态范围不断提高的动力始终存在，其目标是最终将所有的超声模式集成到一个波束成形器中，这一趋势最终将导致系统中功耗的上升。不过，在此发展过程中又相应出现不断减小超声系统尺寸的需求，这一趋势又将导致系统功耗的降低。数字电路的功耗往往随着电压的降低而降低，但对于模拟和混合信号电路来说这并不一定成立。此外，考虑到降低模拟“裕度”会减小动态范围，要保证所需要的动态范围，电源电压的减少必然存在一个最低限度。

结论

我们努力通过本文来阐述针对超声应用的前端IC方面所需要做出的折中取舍，首先解释了这样一种系统的基本工作原理，然后指出了为了确保最优的系统工作性能，需要具备何种特定的性能参数。本文的一个更为完整的版本1将提供更多的细节。