此外，得益於低功耗、高gao性xing能neng矽gui工gong藝yi的de發fa展zhan，部bu分fen波bo束shu合he成cheng預yu處chu理li模mo塊kuai已yi經jing集ji成cheng於yu通tong用yong的de模mo擬ni或huo混hun合he信xin號hao芯xin片pian而er非fei專zhuan用yong的de數shu字zi處chu理li器qi。同tong時shi，先xian進jin的de高gao速su串chuan行xing或huo是shi無wu線xian接jie口kou大da大da降jiang低di了le係xi統tong布bu局ju複fu雜za度du，並bing且qie能neng夠gou將jiang盡jin可ke能neng多duo的deRF數據轉移到係統集成芯片（SOC）
、CPU或GPU。當前超聲技術的應用也從特定的放射學診斷擴展到各類便攜式應用，床旁實時監測以及醫療現場就地檢查等各個領域。

 

本ben應ying用yong指zhi南nan綜zong述shu了le超chao聲sheng係xi統tong的de架jia構gou和he原yuan理li，分fen析xi了le係xi統tong設she計ji的de注zhu意yi事shi項xiang，綜zong述shu了le應ying用yong於yu超chao聲sheng芯xin片pian的de先xian進jin技ji術shu
，最zui後hou講jiang解jie了le醫yi學xue超chao聲sheng芯xin片pian的de模mo擬ni參can數shu。  

 

1. 醫學超聲成像

 

超聲波是一種頻率高於20KHz的聲波。醫學超聲成像係統常采用1 MHz至20 MHz的頻率，可達到亞毫米級分辨率。第一台商用超聲成像係統誕生於20世紀70年代，可提供實時的2D亮度或灰度圖像。如今，超聲成像憑借安全性、成本效益和實時方麵的優勢
，已經成為重要的醫學成像技術。醫學超聲係統能夠有效地監測嬰兒發育，也可用於診斷心髒
、肝髒、膽囊
、脾髒
、胰腺
、腎髒、膀胱等內髒器官的疾病。 

 

典型的超聲係統包括壓電換能器、電子電路、圖像顯示單元和DICOM（醫學數字成像和通信）兼容軟件。典型超聲係統的簡化框圖如下所示。 

 

圖1.典型超聲係統的簡化框圖

 

2. 聲波產生和傳播的原理 

 

超聲換能器是超聲係統的關鍵組成部分，由壓電元件
、連(lian)接(jie)器(qi)和(he)支(zhi)撐(cheng)結(jie)構(gou)組(zu)成(cheng)。壓(ya)電(dian)效(xiao)應(ying)是(shi)指(zhi)某(mou)種(zhong)材(cai)料(liao)的(de)物(wu)理(li)尺(chi)寸(cun)隨(sui)施(shi)加(jia)的(de)電(dian)場(chang)而(er)變(bian)化(hua)的(de)現(xian)象(xiang)，反(fan)之(zhi)亦(yi)然(ran)。如(ru)下(xia)所(suo)示(shi)，超(chao)聲(sheng)應(ying)用(yong)中(zhong)的(de)大(da)多(duo)數(shu)換(huan)能(neng)器(qi)是(shi)雙(shuang)共(gong)模(mo)式(shi)。換(huan)能(neng)器(qi)在(zai)發(fa)射(she)相(xiang)（模式）qijianjiangdiannengzhuanhuanchengjixieneng。chanshengdejixieboxiangjiezhichuanbo，ruojiezhibujunyunzehuifanshe。zaijieshoumoshizhong，jieshoufanshedejixieboxingbingyouhuannengqizhuanhuanchengdianxinhao。 

 

圖2.換能器振動
、聲波傳播和反射

 

在換能器被電子激勵之後，會產生聲波並在介質中傳播。在醫學超聲中，FDA（食品藥品管理局）要求所有成像係統滿足瞬時、峰值和平均強度的限製。

 

我們通常將換能器靈敏度或換能器插入損耗（IL）定義為接收（Rx）和發射（Tx）信號幅度之間的比率
，如下所示：

 

 

換能器頻率由壓電材料L的厚度和材料中的聲速cm決定： 

 

 

如前所述，常用的頻率範圍為1MHz至20MHz。基於上述方程式，較高頻率的換能器需要較薄的材料。因此，構建極高頻的換能器具有一定的挑戰性。

 

換能器頻率響應或帶寬是另一個關鍵參數。作為一般規則，若換能器被脈衝信號（即短尖峰）激勵，則接收回波的持續時間決定了換能器的帶寬。具有極快響應（即短回波）的de換huan能neng器qi是shi寬kuan帶dai換huan能neng器qi，反fan之zhi亦yi然ran。在zai大da多duo數shu應ying用yong中zhong通tong常chang優you選xuan更geng寬kuan的de帶dai寬kuan。在zai相xiang同tong的de換huan能neng器qi頻pin率lv下xia，寬kuan帶dai換huan能neng器qi可ke實shi現xian更geng好hao的de軸zhou向xiang分fen辨bian率lv，因yin為wei回hui波bo長chang度du決jue定ding了le超chao聲sheng係xi統tong的de軸zhou向xiang分fen辨bian率lv。與yu此ci同tong時shi，寬kuan帶dai換huan能neng器qi適shi用yong於yu諧xie波bo成cheng像xiang，在zai該gai成cheng像xiang模mo式shi下xia超chao聲sheng能neng量liang以yi基ji頻pin發fa射she

，而er圖tu像xiang由you接jie收shou到dao回hui波bo的de二er次ci諧xie波bo來lai重zhong建jian。如ru沒mei有you寬kuan帶dai寬kuan換huan能neng器qi的de情qing況kuang下xia，換huan能neng器qi靈ling敏min度du在zai其qi諧xie波bo頻pin率lv點dian2f0處顯著下降。因此許多換能器研究人員不斷探索新材料、新架構和新製造工藝以進一步改善換能器性能。

 

zaichaoshengchengxiangdezaoqijieduan，yongyuchaoshengxitongdeduotongdaodianzidianlujiangguiyoubuchengshu。youdianjiqudongtongguojixiesaomiaofangshichengxiangdanzhenyuanhuannengqibeiguangfanyongyuhuodeerwei（2D）圖像。由於機械結構的速度和精度限製，早期係統無法實現高幀率或高精度成像。如今，成熟的陣列換能器和多通道電子技術可支持64到512個陣元的換能器。以電子掃描為基礎可獲得高達> 100幀/秒miao的de圖tu像xiang。為wei實shi現xian電dian子zi掃sao描miao，波bo束shu合he成cheng技ji術shu應ying用yong於yu聚ju焦jiao換huan能neng器qi的de聲sheng束shu。波bo束shu合he成cheng的de細xi節jie將jiang在zai下xia一yi節jie中zhong討tao論lun。與yu光guang學xue成cheng像xiang係xi統tong類lei似si，超chao聲sheng係xi統tong可ke在zai聚ju焦jiao焦jiao點dian處chu實shi現xian最zui佳jia空kong間jian分fen辨bian率lv。根gen據ju應ying用yong，一yi維wei（1D）陣列換能器包括線性陣列
、彎曲線性陣列和相位陣列。這些換能器之間的主要區別在於光束成形結構、成像範圍和圖像分辨率。此外，由超過2000個元件組成的最新2D陣列換能器可支持實時三維（3D）成像。下圖所示為單陣元換能器、1D陣列換能器和2D陣列換能器。 

 

圖3.典型的換能器。（A）單元件換能器
；b）1D陣列換能器

；（c）2D陣列換能器（由USC、Vermon和Philips提供）。

 

3. 換能器指標與圖像質量

 

和(he)任(ren)何(he)成(cheng)像(xiang)係(xi)統(tong)類(lei)似(si)，圖(tu)像(xiang)質(zhi)量(liang)是(shi)醫(yi)學(xue)超(chao)聲(sheng)成(cheng)像(xiang)中(zhong)的(de)重(zhong)要(yao)標(biao)準(zhun)。諸(zhu)如(ru)空(kong)間(jian)分(fen)辨(bian)率(lv)和(he)成(cheng)像(xiang)穿(chuan)透(tou)等(deng)共(gong)同(tong)參(can)數(shu)主(zhu)要(yao)通(tong)過(guo)換(huan)能(neng)器(qi)指(zhi)標(biao)和(he)聲(sheng)波(bo)傳(chuan)播(bo)理(li)論(lun)來(lai)決(jue)定(ding)。超(chao)聲(sheng)圖(tu)像(xiang)的(de)縱(zong)向(xiang)和(he)橫(heng)向(xiang)分(fen)辨(bian)率(lv)與(yu)介(jie)質(zhi)中(zhong)的(de)聲(sheng)波(bo)波(bo)長(chang)成(cheng)線(xian)性(xing)關(guan)係(xi)： 

 

 

方程式中
，c是介質中的聲速，Zf 是焦距，2r是換能器孔徑或直徑。當換能器被脈衝信號激勵時，τ-6dB為接收回波的-6dB脈衝寬度的持續時間。 τ-6dB也與波長λ成線性關係。對於寬帶陣列換能器
，我們可分別比較5MHz和12MHz的橫向分辨率，其工作頻率為5MHz至14MHz。成像深度為5厘米。在兩種情況下
，64個換能器陣元形成有效孔徑。元件之間的間距為0.3mm。介質中的聲速為1540m/s。有效孔徑尺寸為19.2mm。根據的公式
，對於5MHz和12MHz的聲波，λ分別為0.31mm和0.13mm。根據上述方程式，橫向分辨率分別在5MHz時為0.8mm，在12MHz時為0.33mm。因此
，更高頻率的應用實現更佳的分辨率。

 

shijishang，jintongguozengjiahuannengqipinlvlaigaishantuxiangzhiliangbingfeiwanquankexing。yifangmian，genggaopinlvdehuannengqixuyaogengbodeyadiancailiao，zhexuyaogengjingmidezhizaojishu
，qiechengbengenggao。lingyifangmian，ruhoumianzhangjiesuoshi
，jiaogaopinlvdeshengbozaishengwuzuzhizhongrongyishuaijian。 

 

當dang介jie質zhi不bu均jun勻yun時shi，聲sheng波bo的de部bu分fen能neng量liang可ke在zai兩liang個ge介jie質zhi的de邊bian界jie處chu反fan射she。未wei反fan射she的de聲sheng波bo繼ji續xu傳chuan播bo

，直zhi到dao它ta在zai下xia一yi個ge邊bian界jie被bei反fan射she
，或huo完wan全quan衰shuai減jian。反fan射she和he透tou射she係xi數shu由you這zhe兩liang種zhong介jie質zhi的de聲sheng阻zu抗kang（Z=ρc）的差異決定。方程式中
，ρ和c分別是介質的密度和聲速
，假設波傳播方向垂直於邊界。 

 

 

表1所示為所選生物組織、水和空氣的特性。在兩個聲阻抗極其不同的情況下會出現強反射信號。骨骼密度高，聲速快；因yin此ci它ta總zong是shi超chao聲sheng圖tu像xiang中zhong的de強qiang反fan射she組zu織zhi器qi。另ling一yi方fang麵mian
，血xue液ye和he肝gan髒zang的de聲sheng阻zu抗kang相xiang似si，因yin此ci這zhe兩liang種zhong組zu織zhi之zhi間jian的de反fan射she很hen弱ruo。隻zhi有you高gao靈ling敏min度du的de換huan能neng器qi才cai能neng拾shi取qu微wei弱ruo的de信xin號hao。如ru表biao1所示
，信號在傳播過程中會衰減。累積衰減隨著傳播距離的增加而增加。以方程式7計算衰減
，其中係數2體現了聲波雙向傳播。 

 

 

在超聲波探查體內組織的典型應用中
，來自人體表麵的回波與來自內部器官的回波之間的動態範圍很容易超過100dB。我們可假設平均衰減係數為0.7dB/MHz×cm和7.5MHz換能器。在10cm的深度處，基於方程式7，即7.5×0.7×10×2dB，計算所得105dB的衰減。假設表麵回波為1Vpp，體內器官回波的幅度為<10uVpp，feichangruo。gaishilibiaomingchaoshengxinhaojuyoujikuandongtaifanweicainengbiaozhengpifubiaomianzhineizangqiguandeshenglijiegoudechayi。yincixuyaofuzadedianzidianluyitigongzugoudedongtaifanwei，erzhezaiyouxiangonghaodeyusuanxiashiburongyishixiande。 

 

表1：典型組織和介質的聲學特性

 

4. 超聲成像模式

 

當dang換huan能neng器qi接jie收shou到dao回hui波bo時shi，適shi當dang的de處chu理li單dan元yuan需xu要yao將jiang這zhe些xie信xin號hao轉zhuan換huan成cheng超chao聲sheng波bo檢jian驗yan師shi或huo其qi他ta最zui終zhong用yong戶hu的de可ke理li解jie的de圖tu像xiang信xin息xi。超chao聲sheng成cheng像xiang使shi用yong幾ji種zhong成cheng像xiang模mo式shi來lai研yan究jiu組zu織zhi特te征zheng、體液分布及流動、器官功能等。

 

A模式和B模式

 

在最早的超聲係統中

，通過顯示回波的幅度及其時域信息來指導臨床診斷。即A模式（振幅模式）超聲成像係統，如下圖所示，它以一維逐行掃描為基礎
，。由於人類視覺對圖像更敏感 ，因此開發亮度或灰度成像模式有更積極的臨床意義。為構建2D圖像，需要在特定區域上掃描換能器的聲束，且在掃描期間獲得多個A模mo式shi掃sao描miao行xing。這zhe些xie掃sao描miao行xing構gou成cheng一yi幀zhen圖tu像xiang，沿yan著zhe掃sao描miao線xian的de回hui波bo幅fu度du以yi線xian性xing或huo非fei線xian性xing方fang式shi映ying射she到dao像xiang素su值zhi。當dang換huan能neng器qi的de聲sheng束shu足zu夠gou快kuai地di進jin行xing掃sao描miao時shi
，可ke實shi現xian實shi時shi圖tu像xiang。這zhe些xie圖tu像xiang被bei稱cheng為weiB模式（亮度模式）圖像，其創建了與掃描方向平行的一個橫截麵圖像。

 

圖4.掃描模式。（a）A模式掃描行，（b）B模式圖像，（c）3D聲束掃描，以及（d）B模式（子圖1
、2、3）和3D（子圖4）臨床圖像（由Philips提供）

 

最近在最新的商業超聲係統上產生了越來越新穎的成像模式（如3D和4D成像）
，這些是B模式成像的擴展。3D成像是以二維方式掃描聲束並獲取多個橫截麵B模式圖像的疊加，如上圖（c）和（d）所示。此外，4D成像被定義為實時3D成像。

多普勒超聲 

 

大多數臨床超聲係統包括另一個必不可少的特征：多duo普pu勒le超chao聲sheng用yong來lai顯xian示shi血xue液ye的de流liu動dong信xin息xi。多duo普pu勒le效xiao應ying描miao述shu了le由you於yu介jie質zhi中zhong的de目mu標biao運yun動dong導dao致zhi的de波bo長chang偏pian移yi。若ruo從cong遠yuan離li觀guan察cha者zhe的de聲sheng源yuan發fa射she波bo，則ze其qi波bo長chang增zeng加jia，反fan之zhi亦yi然ran。因yin此ci，當dang聲sheng波bo傳chuan播bo並bing被bei體ti內nei的de運yun動dong目mu標biao反fan射she時shi，發fa射she脈mai衝chong和he接jie收shou回hui波bo的de波bo長chang是shi不bu同tong的de。該gai頻pin率lv差cha是shi多duo普pu勒le頻pin移yi，可ke用yong於yu計ji算suan運yun動dong物wu體ti的de速su度du： 

 

 

方程式中，是多普勒頻移
，f0是發射脈衝的中心頻率，c是介質中的聲速

，θ是超聲波束和運動物體之間的角度。

 

多普勒超聲早在20世紀50年代就已用於醫學應用。目前

，它可評估血流和組織運動。在過去60年中
，多種多普勒技術提供不同的診斷信息
，包括連續波（CW）多普勒
、脈衝波（PW）多普勒和彩色多普勒。這些多普勒模式之間存在較大的應用差異。 

 

圖5.連續波（CW）多普勒測量配置

 

lianxuboduopuleshizuizaocaiyongdejishu，jitongguocongjieshoudehuibozhongtiquduopulepiaoyipinlvlaishixian。qiceliangshezhirushangtusuoshi，celiangzhongshiyonglelianggehuannengqiTx和Rx。當Tx發射連續波時，Rx接收來自任何反射器的回波。例如，若Tx向介質發送餘弦波，則Rx檢測來自移動反射器的移頻餘弦信號：

 

 

其中ωc是換能器的中心頻率，ωd是由運動物體引入的多普勒頻移（可通過用混頻器解調來提取）。這種技術可測量由於心髒瓣膜泄漏引起的極高速血流，以及深靜脈內極低速度的血流。為了解決CW電路的低相位噪聲和低熱噪聲的挑戰

，通常CW通路需要單獨的模擬處理電路。。如前所述
，超聲圖像的軸向分辨率取決於回波脈衝寬度。在CW操作中，脈衝寬度是無窮大；因此軸向分辨率很差

，或者說是對軸向血流信息做平均。橫向分辨率取決於兩個換能器重合的聚焦區域。通常
，CW測量的主要缺點是其有限的空間精度，因為CW也可檢測到不相關的區域產生的無關信號。一般來說CW模塊的性能是區分高端係統和低端係統的關鍵指標。

 

圖6.脈衝波多普勒測量配置

 

脈衝波（PW）多普勒技術於20世紀60年代誕生，以解決CW空間分辨率差的問題。PW多普勒基於同樣的B模式成像設置，因此它是原B超係統一個新功能。解調和采樣保持技術用於提取流信息。PW多普勒係統的實驗設置如上圖所示。在該係統中，僅需要一個換能器，且陰影區域示出了由換能器的軸向分辨率（脈衝持續時間）和橫向分辨率確定的樣本體積。通常，換能器以特定周期重複頻率（PRF）發送4-16周期正弦信號，並接收反射信號。由於接收的信號被血流中的移動粒子的（如紅細胞和白細胞）散射，因此時間1的反射回波1與時間2的反射回波2相位略微不同。對接收信號進行放大和處理以提取相移頻率。與CW多普勒相比
，PW多普勒檢測有限感興趣區域（ROI）中的流速，其中共用換能器同時也用於B模式成像。通過修改信號處理軟件，可在B模式成像平台上實現PW多普勒功能。 

 

在CW和PW多普勒模式中，流信息是從一個聚焦聲束中獲得的，類似於A模式成像。在20世紀80年代，研究人員基於彩色多普勒技術完成了血流分布的二維信息可視化。彩色多普勒處理也是基於B模式/PW模式信號路徑。從感興趣區域收集多幀RF數據。由於感興趣區域中的血液流動導致圖像幀之間存在數據差異。相域中的自相關和時域中的互相關兩種算法可從RF數據中提取數據方差（即血流速度和方向信息）：。genjuyudingyideyansejianbiantiaoxiangyingdiyingshebaokuosuduhefangxiangdexueliuxinxi。tongchang，lansehehongsedaimafenbieshibiechaoxiangheyuanlihuannengqiyidongdexueliu。dangliusuzengjiashishiyonggengliangdeyanse，fanzhiyiran。yanseyingshede2D分布始終疊加在B模(mo)式(shi)圖(tu)像(xiang)上(shang)，以(yi)實(shi)時(shi)同(tong)時(shi)顯(xian)示(shi)個(ge)體(ti)解(jie)剖(pou)結(jie)構(gou)和(he)血(xue)流(liu)。它(ta)對(dui)於(yu)診(zhen)斷(duan)心(xin)血(xue)管(guan)疾(ji)病(bing)，如(ru)血(xue)管(guan)閉(bi)塞(sai)和(he)心(xin)髒(zang)瓣(ban)膜(mo)反(fan)流(liu)，極(ji)其(qi)有(you)用(yong)。典(dian)型(xing)的(de)彩(cai)色(se)多(duo)普(pu)勒(le)圖(tu)像(xiang)如(ru)下(xia)圖(tu)所(suo)示(shi)，（b）顯示頸動脈狹窄引起的血流流速變化。

 

圖7.彩色多普勒成像：（a）以彩色多普勒和CW模式獲得的圖像（由Philips提供）； （b）顯示頸動脈狹窄的彩色多普勒（由GE提供）

 

caiseduopulerengranshiyigehuoyuedeyanjiulingyu。zhongsuozhouzhi
，zixiangguanhehuxiangguanchulijishuxuyaoqiangdadejisuannengli。zhengzaikaifaxinsuanfayijiaodidejisuanchengbenfenxixueliu。yucitongshi
，deyiyubandaotijishudezuixinjinzhan，juyougengdigonghaohegenggaojisuannenglideshuzixinhaochuliqizhengyingyongyugailingyu。

 

其他成像模式

 

B模式、CW多普勒、PW多普勒和彩色多普勒是超聲係統中最主要的成像模式。我們簡略介紹下在日常診斷中常常用到的其他成像模式以獲取更全麵的臨床信息

 

運動模式（M模式）是基於B模式；它可在一段時間內捕獲心髒運動，並指示缺陷瓣膜或心室腔室的功能。

 

組織諧波成像（THI）於20世紀90年代開始流行，現在是新係統中的標準成像模式。諧波信號由組織中的聲波傳播失真而產生。在THI中，提取這些諧波以實現圖像對比度和分辨率改善、偽像減少和信噪比（SNR）的增加。自20世紀90年代末和21世紀初以來

，編碼激勵等技術也有所發展並應用到臨床。總所周知良好的軸向分辨率需要短脈衝持續時間（即低發射聲能），而為增加SNR，我們希望增加脈衝持續時間。通過優化的匹配濾波器和激勵碼
，我們仍可使編碼激勵長脈衝實現短脈衝類似的軸向分辨率。 

 

由生物安全的氣體/微氣泡組成的造影劑可顯著提高SNR和he對dui比bi度du，因yin為wei這zhe些xie微wei氣qi泡pao是shi完wan美mei的de聲sheng學xue反fan射she器qi。造zao影ying劑ji增zeng強qiang成cheng像xiang有you助zhu於yu心xin血xue管guan診zhen斷duan。此ci外wai
，這zhe些xie微wei氣qi泡pao比bi正zheng常chang組zu織zhi具ju有you更geng強qiang的de非fei線xian性xing特te征zheng，適shi用yong於yu諧xie波bo成cheng像xiang。 

 

醫學超聲是一種安全且低成本的醫學成像手段，是MRI、光學和PET係xi統tong的de良liang好hao補bu充chong。多duo成cheng像xiang模mo式shi係xi統tong可ke利li用yong每mei種zhong成cheng像xiang模mo式shi優you劣lie勢shi互hu補bu集ji成cheng以yi獲huo得de最zui佳jia診zhen斷duan信xin息xi。例li如ru，光guang聲sheng成cheng像xiang可ke將jiang超chao聲sheng成cheng像xiang的de深shen度du穿chuan透tou與yu光guang學xue成cheng像xiang的de高gao對dui比bi度du相xiang結jie合he。MRI引導超聲治療是多模態方法的另一個示例。 

 

5.超聲波電子學 

 

下述框圖表示典型的超聲係統。主要組件包括高壓發射電路、低噪聲模擬前端、發射和接收器波束合成電路
、數字信號處理單元
、圖像顯示和存儲單元以及其他配套電路。

 

圖8.典型超聲電子電路的框圖

 

超聲發射電路和接收電路

 

在當前係統中

，多通道發射器用於激勵陣列換能器。根據可用的成像模式，發射電壓在±2V至±100Vzhijianbianhua。youshi，weijiangdixitongchengben，shiyonggaoyaduolukaiguanjiangyigefasheqitongdaoqiehuandaoduohuannengqiyuanjian。zaididuandaozhongduanxitongzhong，xuanzejiyufangbodegaoyafashedianlu
，yinweitamenjuyougaojichengduhedichengben。zaigaoduanxitongzhong，gaoyaxianxingfangdaqikeshengchenggezhongfuzaboxing。zaihuannengqishang，gaoyafashexinhaohediyahuibogongcun。yinci
，T/Rkaiguandianluweiyugaoyafashedianluhedizaoshengfangdaqizhijian
，qizhuyaogongnengshibaohudiyafangdaqi。chaoshengxinhaokegenjuqichuanbojulihuoshijianerxianzhushuaijian。yinci，zaijieshouqizhong，zengyisuizhechaoshengchuanboshijianzengjiaerzengjia。zheyizhongyaotexingchengweishijianzengyibuchang（TGC）
，通常需要如下所示的電壓控製放大器（VCA）。在放大和預處理之後
，將信號數字化並傳遞到接收器波束合成器或連續波（CW）多普勒處理單元，其中混頻器提取音頻範圍（20Hz到20KHz）中的多普勒信號。

 

圖9.用於時間增益補償的電壓控製放大器

 

在過去30年中，超聲前端電子設備已從分立電路升級為集成電路芯片。各類超聲波前端解決方案大大簡化係統設計並降低成本。 

 

考慮到超聲前端電子設備的極端要求
，例如>100dB動態範圍和20Hz~>GHz工作頻率，每個小的改進都需要在晶體管級、芯片級
、電(dian)路(lu)板(ban)級(ji)和(he)係(xi)統(tong)級(ji)上(shang)進(jin)行(xing)大(da)量(liang)的(de)研(yan)發(fa)工(gong)作(zuo)。與(yu)大(da)多(duo)數(shu)混(hun)合(he)信(xin)號(hao)係(xi)統(tong)類(lei)似(si)
，良(liang)好(hao)的(de)模(mo)擬(ni)輸(shu)出(chu)始(shi)終(zhong)是(shi)後(hou)續(xu)信(xin)號(hao)處(chu)理(li)和(he)圖(tu)像(xiang)質(zhi)量(liang)改(gai)進(jin)的(de)基(ji)礎(chu)。低(di)功(gong)耗(hao)、低噪聲和緊湊的尺寸是超聲前端電子設計的首要考慮事項。 

 

波束合成器

 

波bo束shu合he成cheng器qi包bao括kuo發fa射she和he接jie收shou波bo束shu合he成cheng器qi來lai實shi現xian電dian子zi聚ju焦jiao和he控kong製zhi多duo陣zhen元yuan換huan能neng器qi的de聲sheng束shu。
，如ru下xia圖tu所suo示shi從cong一yi個ge換huan能neng器qi陣zhen元yuan到dao目mu標biao的de距ju離li與yu從cong另ling一yi個ge陣zhen元yuan到dao目mu標biao的de距ju離li不bu同tong
；因yin此ci在zai發fa送song相xiang，針zhen對dui每mei個ge陣zhen元yuan適shi當dang地di延yan遲chi發fa送song的de信xin號hao
，以yi使shi得de發fa射she器qi信xin號hao同tong時shi到dao達da目mu標biao並bing在zai目mu標biao處chu產chan生sheng最zui高gao聲sheng強qiang
，也ye就jiu是shi獲huo取qu最zui強qiang回hui波bo。在zai接jie收shou階jie段duan
，通tong過guo對dui接jie收shou到dao的de回hui波bo應ying用yong適shi當dang的de延yan遲chi，以yi實shi現xian線xian性xing疊die加jia來lai自zi多duo個ge換huan能neng器qi陣zhen元yuan的de回hui波bo，以yi實shi現xian最zui高gao靈ling敏min度du。 

 

圖10.用於在（a）發射相和（b）接收相中聚焦聲束的換能器波束合成器

 

由於發射電路主要是數字型，因此發射延遲實現是通過現場可編程門陣列（FPGA）或數字信號處理器（DSP）denggaosujishuqiwanchengde。youyujieshouxinhaodefuzaxing，jieshouboshuhechengqixianranxuyaogengduodesuanfayouhuadeyishixian。zaoqijiyufenlijingtiguandianzidianluxinhaochulinengliyouxian。yinci，jieshouqiboshuhechengboshuhechengqiyijiyudiangandianrongzuhedemoniyanchixianlaishixian。zai20世紀80年代，接收器波束合成器開始使用多通道模數轉化芯片和數字波束合成技術。 

 

圖11.數字波束合成器圖解

 

在目前的主流超聲係統中

，接收波束合成器一般都是數字型的。數字波束合成器通常在具有極高的計算能力的FPGA
、DSP、PC或GPU（圖形處理單元）中實現。如前所述，較大的換能器孔徑可實現更佳的分辨率。因此，在高端超聲係統中
，256個換能器元件形成一個聚焦光束，以獲得精細分辨率圖像。因此高端波束合成器所需的計算能力相當複雜。

 

生物組織在形狀
、密度
、聲sheng速su等deng方fang麵mian存cun在zai異yi質zhi性xing。實shi時shi延yan遲chi計ji算suan和he校xiao準zhun會hui基ji於yu所suo涉she組zu織zhi的de聲sheng學xue特te性xing和he形xing狀zhuang。由you於yu波bo束shu合he成cheng器qi設she計ji的de重zhong要yao性xing和he複fu雜za性xing，大da多duo數shu超chao聲sheng波bo公gong司si都dou有you自zi己ji的deIP。zaibuyingxiangboshuxingchengxingnengdeqingkuangxia，jianhuaboshuxingchengqishejirengranshiyigeremenhuati。xiangxinzhengzaiyanfaxindeboshuhechengqijiagoujiangguangfanyongyuweilaidechaoshengxitong。 

 

數字信號處理

 

超聲信號需要大量的信號處理，以便從原始超聲數據中提取各成像模式所需的信息。主要處理模塊包括B模式圖像重建、基於快速傅裏葉變換的多普勒頻譜信息提取、基於自相關和互相關的彩色多普勒計算
、超聲圖像掃描坐標轉換（2D超聲坐標到笛卡爾坐標）、圖像增強等。目前，商用處理器，如現場可編程門陣列（FPGA）
，數字信號處理器（DSP），被廣泛使用
，。FPGA使係統設計人員能夠對內部邏輯門進行硬連線
，並優化其算法的效率。另一方麵，DSP為係統設計人員提供預定義的標準計算模塊，可實時更改和優化他們的算法。換言之

，FPGA以硬件效率取勝

，而DSP以軟件靈活性得寵。新的信號處理器，如PC和GPU；它們的計算能力高於FPGA和DSP，而軟件開發成本則大大低於FPGA和DSP然而

，由於PC和GPU的高功耗，它們並不一定適合低功耗便攜式係統。 

 

6. 模擬前端芯片設計中的工藝選擇

 

在任何AFE設計之前，半導體工藝選擇始終是基於設計目標的首要關鍵考慮注意事項。CMOS和BiCMOS工藝是超聲模擬前端設計中最常用的工藝。它們中的每一個都有其自身優點
，且適用於相應的電路塊。

 

BiCMOS（雙極CMOS）工藝目前比純雙極工藝更受歡迎，因為它包含用於模擬設計的高性能雙極晶體管和用於數字設計的CMOS元件。雙極晶體管適用於低噪聲放大器設計
，具有超低1/f噪聲、寬帶寬和良好的功耗/噪聲效率。雙極性工藝還降低了電路電容，以獲得良好的總諧波失真。因此，基於雙極或BiCMOS工藝的放大器可在比基於CMOS工藝的放大器小得多的區域和更低的功耗下實現相同的性能。

 

德州儀器的0.35um BiCMOS工藝用於研究雙極和CMOS器件之間放大器設計的性能影響。下圖（a）表明
，基於雙極晶體管的放大器在相同的偏置電流下可實現更低的噪聲；它還說明雙極晶體管具有超低1/f噪聲特性，這對於具有調製和解調電路的多普勒應用至關重要
；（b）與類似的CMOS設計相比

，雙極設計顯著減小了麵積。當然
，由於半導體工藝的特征尺寸減小，在0.35um BiCMOS工藝和<0.35um CMOS工藝之間的麵積差異變小。然而，一般來講，由於上述優點
，0.35um BiCMOS工藝仍然極其適於放大器設計。 

 

圖12.基於CMOS與BiCMOS工藝設計的比較

 

當電路具有更多數字內容和開關元件（如中速ADC）時，CMOS工藝更適合。醫學超聲信號頻率處在1~20MHz範圍內
，其ADC采樣率通常低於100MSPS
，目前大多數CMOS工藝都可輕鬆處理。采用0.18um~65nm CMOS工藝

，ADC設計可實現更佳的集成和功耗降低。此外，與可比較的BiCMOS工藝相比，CMOS工藝通常成本更低
，且實現更短的製造周期。所有這些都表明CMOS工藝適用於超聲AFE中的ADC設計。 

 

總之，當降低噪聲/功耗是主要目標時，BiCMOS工藝適於超聲AFE中的TGC放大器設計，即壓控放大器（VCA）設計。另一方麵，CMOS工藝是在ADC設計中實現低功耗和高集成度的良好選擇。特別是在0.18um至65nm的節點，與0.35um BiCMOS工藝相比，具有完整低壓數字庫的CMOS工藝可以具有競爭力的成本獲得更高的集成度。 

 

很明顯，BiCMOS VCA和CMOS ADC的組合可達到一個噪聲<0.8nV/rtHz


，功耗<150mW/CH的de出chu色se模mo擬ni前qian端duan解jie決jue方fang案an。這zhe種zhong組zu合he不bu僅jin需xu要yao專zhuan用yong半ban導dao體ti工gong藝yi，還hai需xu要yao先xian進jin的de封feng裝zhuang技ji術shu。下xia圖tu所suo示shi為wei一yi個ge模mo擬ni前qian端duan解jie決jue方fang案an
，在zai同tong一yi封feng裝zhuang中zhong具ju有you兩liang個ge芯xin片pian。實shi際ji上shang
，還hai可ke以yi集ji成cheng兩liang個ge以yi上shang的de芯xin片pian和he多duo個ge無wu源yuan元yuan件jian。此ci外wai，多duo芯xin片pian模mo塊kuai（MCM）可為係統設計提供更大的靈活性。例如，若有更新的ADC或VCA解決方案，它可取代舊的AFE解決方案中的一個解決方案
，且仍然保持管腳到管腳的兼容性，以獲得更佳性能。 

 

圖13.多芯片模塊封裝

 

在過去十年中

，超聲波AFE的工藝技術從0.5um移至90nm
，從CMOS僅移至BiCMOS和CMOS，從單芯片移至封裝中具有無源元件的多個芯片。如圖所示所有這些技術大大降低了功耗，提升了性能並縮小了芯片尺寸 

 

圖14.AFE集成度的發展

 

7. 超聲模擬電路的主要參數 

 

超聲信號有其自身的特點。正如我們在前麵部分所討論的那樣
，係統中經常會觀察到超過100dB的動態範圍。低頻音頻電路、高頻數字電路、低噪聲放大器、低噪聲時鍾電路存在於同一係統、同一電路板或甚至同一芯片上。AFE設計和係統設計必須解決這些挑戰。

 

過載恢複

 

過載信號通常是指高壓發射脈衝通過高壓收發開關（T/R switch）的泄漏大信號或者是強回波信號。若AFE設計中未考慮過載恢複
，它們會降低LNA


、PGA
、ADC和CW電(dian)路(lu)的(de)瞬(shun)態(tai)響(xiang)應(ying)性(xing)能(neng)。模(mo)擬(ni)設(she)計(ji)人(ren)員(yuan)麵(mian)臨(lin)著(zhe)在(zai)有(you)限(xian)功(gong)耗(hao)預(yu)算(suan)條(tiao)件(jian)下(xia)
，在(zai)大(da)動(dong)態(tai)範(fan)圍(wei)內(nei)實(shi)現(xian)瞬(shun)時(shi)恢(hui)複(fu)響(xiang)應(ying)且(qie)響(xiang)應(ying)性(xing)能(neng)一(yi)致(zhi)的(de)挑(tiao)戰(zhan)。作(zuo)為(wei)一(yi)種(zhong)較(jiao)為(wei)常(chang)見(jian)的(de)設(she)計(ji)方(fang)案(an)，應(ying)首(shou)先(xian)在(zai)高(gao)壓(ya)收(shou)發(fa)開(kai)關(guan)設(she)計(ji)中(zhong)應(ying)用(yong)足(zu)夠(gou)的(de)限(xian)流(liu)限(xian)壓(ya)技(ji)術(shu)，這(zhe)可(ke)消(xiao)除(chu)對(dui)模(mo)擬(ni)前(qian)端(duan)的(de)第(di)一(yi)級(ji)即(ji)低(di)噪(zao)聲(sheng)放(fang)大(da)器(qi)的(de)過(guo)載(zai)影(ying)響(xiang)。在(zai)LNA設計中，鉗位二極管通常可防止LNA進一步飽和。  

 

分析兩種常見的過載情況。第一種是由於高壓收發開關導通，考慮到超聲成像的死區時間通常在3到5us左右
，因此超聲模擬前端的過載恢複時間必須達到微秒量級

，。目前由基MOSFET的高壓收發開關處理，僅允許<< 1Vpp發射泄漏直通；而基於二極管橋構成的高壓收發開關，其泄漏電壓可達2Vpp。因此大多數AFE設計為可處理~2Vpp過guo載zai信xin號hao，以yi滿man足zu各ge種zhong收shou發fa開kai關guan的de性xing能neng。另ling一yi種zhong過guo載zai情qing況kuang是shi由you於yu來lai自zi血xue管guan壁bi的de大da反fan射she信xin號hao，超chao聲sheng模mo擬ni前qian端duan必bi須xu立li即ji恢hui複fu
，以yi檢jian測ce血xue液ye中zhong的de小xiao回hui波bo。第di二er種zhong情qing況kuang在zai多duo普pu勒le應ying用yong中zhong極ji其qi常chang見jian，其qi性xing能neng決jue定ding了le血xue流liu檢jian測ce靈ling敏min度du和he準zhun確que度du。下xia圖tu所suo示shi為wei模mo擬ni血xue管guan壁bi強qiang回hui波bo，然ran後hou是shi來lai自zi血xue液ye的de小xiao信xin號hao的de反fan應ying。下xia述shu信xin號hao具ju有you60dB的動態範圍，即5周期250mVpp信號和5MHz時的5周期250uVpp信號

；小信號配置為具有0°或180°相移。下圖所示為超聲模擬前端的響應以及0°和180°響應之間的差異
，即類似於多普勒應用中的相位檢測相似。小信號和相位差的提取保證了多普勒應用中的良好性能。

 

圖15.過載恢複（a）輸入信號；（b）輸出信號  

 

chukuaisuguozaixiangyinghejingquedexiangweijiancezhiwai，duociguozaihuifuxiangyingdeyizhixingduiyupinpuduopulehecaiseduopuleyingyongyeshizhiguanzhongyaode。yizhideguozaihuifukejianshaoxitongzhongdepinpuzaoshenghuocaisezaosheng。dajiaketongguobijiaolaiziduogexinhaodeguozaixiangyingchayilaipingguyizhixing。

 

此外
，諧波成像是大多數係統中的標準配置。脈衝反轉成像被廣泛使用。因此係統AFE保證對正脈衝和負脈衝有對稱的過載響應。最後，在超聲係統中經常疊加多個不同類型的圖像便於診斷，如雙工模式、即B模式轉換到多普勒模式，甚至三共模式。以。各個工作模式使用到不同的發射電壓和占空比的發射波形。因此，AFE需要快速響應兩個或多個圖像線內的不同過載信號。當快速切換圖像模式時，不同的過載信號不應影響AFE過載性能的一致性。   

 

多普勒應用中的信號和噪聲調製

 

超chao聲sheng係xi統tong是shi複fu雜za的de混hun合he信xin號hao係xi統tong，具ju有you各ge類lei數shu字zi和he模mo擬ni電dian路lu。數shu字zi信xin號hao和he時shi鍾zhong信xin號hao會hui幹gan擾rao係xi統tong級ji或huo芯xin片pian級ji的de模mo擬ni信xin號hao。另ling外wai諸zhu如ru晶jing體ti管guan和he二er極ji管guan之zhi類lei的de非fei線xian性xing元yuan件jian可ke調tiao製zhi噪zao聲sheng，也ye會hui幹gan擾raoRF信號。 

 

在超聲多普勒應用中
，係統中的調製效應會影響圖像質量和靈敏度。多普勒信號頻率範圍從20Hz到>50Khz不等。同時
，多個係統的時序信號也在此範圍內
，如幀時鍾、成像線時鍾等。這些噪聲信號可通過接地、電源和控製管腳進入芯片。研究芯片級的調製效應，如：（PSMR）電源調製比就很重要。具有一定頻率和幅度的噪聲信號可施加在電源管腳上。若存在調製效應
，則可找到邊帶信號。PSMR表示為載波和邊帶信號之間的幅度比
，如下所示：  

 

圖16.PSMR（a）和IMD3（b）描述

 

除PSMR外，三階交調幹擾（IMD3）是衡量混合信號IC性能的關鍵參數。同時，在超聲應用中，用於IMD3測量的輸入信號具有不同的幅度
，其分別代表來自靜態組織大回波和來自流動血液的多普勒小信號，其幅度差可達20到30dB左右。係統設計人員可使用IMD3來估計由多普勒鏡像頻率信號所產生的偽像。多普勒頻譜顯示中常用40到50dB的動態範圍。因此，優於50dBc的IMD3不應影響係統性能。   

 

連續波（CW）多普勒參數 

 

作為中高端係統的關鍵功能
，連續波多普勒已開始成為便攜式係統的標配。與TGC路(lu)徑(jing)相(xiang)比(bi)，連(lian)續(xu)波(bo)多(duo)普(pu)勒(le)路(lu)徑(jing)具(ju)有(you)處(chu)理(li)更(geng)大(da)動(dong)態(tai)範(fan)圍(wei)和(he)更(geng)低(di)相(xiang)位(wei)噪(zao)聲(sheng)的(de)優(you)點(dian)。此(ci)外(wai)，由(you)於(yu)具(ju)備(bei)這(zhe)些(xie)特(te)點(dian)，連(lian)續(xu)波(bo)多(duo)普(pu)勒(le)波(bo)束(shu)合(he)成(cheng)通(tong)常(chang)在(zai)模(mo)擬(ni)域(yu)中(zhong)實(shi)現(xian)。多(duo)種(zhong)波(bo)束(shu)合(he)成(cheng)方(fang)法(fa)都(dou)在(zai)超(chao)聲(sheng)係(xi)統(tong)中(zhong)應(ying)用(yong)，包(bao)括(kuo)無(wu)源(yuan)延(yan)遲(chi)線(xian)、有源混頻器和無源混頻器。在過去幾年中，基於混頻器的連續波多普勒結構憑借體積小
、易於實現且支持多個CW頻率的良好靈活性而逐漸占據主導地位。此外，連續波多普勒波束合成器已集成在與TGC路徑相同的芯片上。此外無源混頻器不僅降低了功耗和噪聲
，也滿足了連續波多普勒的處理要求
，如寬動態範圍、低相位噪聲、精確I/Q通道增益和相位匹配等。 

 

簡化的連續波多普勒路徑框圖如下所示。整個CW路徑包括LNA
、電壓電流轉換器、基於開關電路的無源混頻器
、帶低通濾波器的加法器和時鍾電路。大多數模塊包括性能嚴格對稱的同相和正交通道，以實現良好的鏡像頻率抑製和波束合成精度。 

 

圖17.CW的簡化框圖

 

下述圖解和方程式描述了混頻器操作的原理。 

 

圖18.混頻器操作的框圖

 

方程式中
，Vi(t)
、Vo(t) 和LO(t)分別是混頻器的輸入、輸出和本地振蕩器信號。Vi(t)包括高次諧波；LO(t)代表方波，其包含奇數諧波分量，如下式所示：

 

 

根據方程式，來自LO(t) 的3階和5階諧波可與Vi(t)中這些頻帶中的3階和5階諧波或寬頻噪聲相調製。因此
，混頻器的噪聲性能會降低。為了避免這種不良影響，在LNA輸出或混頻器時鍾輸入上都需要諧波抑製電路，以實現更佳的噪聲係數。根據以上方程式，混頻器的轉換損耗約為20log2/π 也就是-4dB左右。 

 

優於-46dBc鏡像頻率抑製是CW成像中的期望參數。CW I/Q通道匹配也可有助於鏡像頻率分量。文獻表明，0.25°的I/Q相位誤差可得到-53dBc抑製；且0.05dB的I/Q增益誤差可得出-50dBc抑製。它們是CW路徑的設計目標。因此，CW I/Q路徑需要嚴格的增益和相位匹配。低容差電阻（0.1%）通常用於基於運算放大器的有源濾波器。  

 

典型的CW多普勒移頻處在100Hz到20KHz之間。由於混頻特性，CW信號路徑的相位噪聲主導低血流速度。因此，大多數AFE以載波頻偏為1KHz時的CW相位噪聲作為主要性能指標。 

 

最後，CW路徑的動態範圍基於輸入參考噪聲和最大輸入信號：

 

 

為實現良好的CW性能，需要>160dBFS/Hz的發射器和接收器電路動態範圍。 

 

8. 總結 

 

超聲成像是一種安全的醫學成像模式

，具有很大潛力
，。越來越多就地檢查的床旁應用需要低功耗、低噪聲和緊湊的係統。為了充分發揮超聲信號的優點，必須選擇合適的工藝以實現低功耗
、低噪聲和小尺寸的目的。BiCMOS工藝適用於低噪聲放大器設計，具有超低1/f噪聲、寬帶寬和良好的功耗/噪聲效率；而CMOS工(gong)藝(yi)在(zai)低(di)功(gong)耗(hao)下(xia)實(shi)現(xian)了(le)高(gao)數(shu)字(zi)密(mi)度(du)。兩(liang)者(zhe)結(jie)合(he)使(shi)用(yong)先(xian)進(jin)的(de)封(feng)裝(zhuang)技(ji)術(shu)，可(ke)提(ti)供(gong)最(zui)先(xian)進(jin)的(de)模(mo)擬(ni)前(qian)端(duan)解(jie)決(jue)方(fang)案(an)。為(wei)達(da)到(dao)所(suo)需(xu)的(de)超(chao)聲(sheng)波(bo)參(can)數(shu)，如(ru)快(kuai)速(su)一(yi)致(zhi)的(de)過(guo)載(zai)恢(hui)複(fu)、低IMD3和PSMR、精確的I/Q匹配、連續波多普勒混頻器中奇次諧波抑製等，需要考慮芯片中的各個參數已到達設計的綜合優化。

 

參考文獻



Xiaochen Xu, “Challenges and Considerations of analog front ends design for portable ultrasound systems”, 2010 IEEE Utlrasonics symposium. 



Xiaochen Xu, “Impact of Highly Integrated Semiconductor Solutions for Ultrasound System”, 2016 Transducer Conference, University of Southern California.



Xiaochen Xu, etc. “Handbook of Research on Biomedical Engineering Education and Advanced Bioengineering Learning”, ISBN. 978-1466601222, 2012.

 

 

推薦閱讀：