【導(dǎo)讀】高性能超聲成像系統(tǒng)廣泛應(yīng)用于各種醫(yī)學(xué)場(chǎng)景。在過去十年中，超聲系統(tǒng)中的分立電路已經(jīng)被高度集成的芯片（IC）所取代。先進(jìn)的半導(dǎo)體技術(shù)不斷推動(dòng)系統(tǒng)性能優(yōu)化及尺寸小型化。這些變革都得益于各類芯片技術(shù)，如專用低噪聲放大器、多通道低功耗ADC、集成高壓發(fā)射、優(yōu)化的硅工藝和多芯片模塊封裝。隨著芯片功耗和尺寸減小至原來的20%。
此外，得益于低功耗、高性能硅工藝的發(fā)展，部分波束合成預(yù)處理模塊已經(jīng)集成于通用的模擬或混合信號(hào)芯片而非專用的數(shù)字處理器。同時(shí)，先進(jìn)的高速串行或是無線接口大大降低了系統(tǒng)布局復(fù)雜度，并且能夠?qū)⒈M可能多的RF數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移到系統(tǒng)集成芯片（SOC）、CPU或GPU。當(dāng)前超聲技術(shù)的應(yīng)用也從特定的放射學(xué)診斷擴(kuò)展到各類便攜式應(yīng)用，床旁實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)以及醫(yī)療現(xiàn)場(chǎng)就地檢查等各個(gè)領(lǐng)域。
本應(yīng)用指南綜述了超聲系統(tǒng)的架構(gòu)和原理，分析了系統(tǒng)設(shè)計(jì)的注意事項(xiàng)，綜述了應(yīng)用于超聲芯片的先進(jìn)技術(shù)，最后講解了醫(yī)學(xué)超聲芯片的模擬參數(shù)。
1. 醫(yī)學(xué)超聲成像
超聲波是一種頻率高于20KHz的聲波。醫(yī)學(xué)超聲成像系統(tǒng)常采用1 MHz至20 MHz的頻率，可達(dá)到亞毫米級(jí)分辨率。第一臺(tái)商用超聲成像系統(tǒng)誕生于20世紀(jì)70年代，可提供實(shí)時(shí)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(shí)時(shí)方面的優(yōu)勢(shì)，已經(jīng)成為重要的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)。醫(yī)學(xué)超聲系統(tǒng)能夠有效地監(jiān)測(cè)嬰兒發(fā)育，也可用于診斷心臟、肝臟、膽囊、脾臟、胰腺、腎臟、膀胱等內(nèi)臟器官的疾病。
典型的超聲系統(tǒng)包括壓電換能器、電子電路、圖像顯示單元和DICOM（醫(yī)學(xué)數(shù)字成像和通信）兼容軟件。典型超聲系統(tǒng)的簡(jiǎn)化框圖如下所示。
圖1.典型超聲系統(tǒng)的簡(jiǎn)化框圖
2. 聲波產(chǎn)生和傳播的原理
超聲換能器是超聲系統(tǒng)的關(guān)鍵組成部分，由壓電元件、連接器和支撐結(jié)構(gòu)組成。壓電效應(yīng)是指某種材料的物理尺寸隨施加的電場(chǎng)而變化的現(xiàn)象，反之亦然。如下所示，超聲應(yīng)用中的大多數(shù)換能器是雙共模式。換能器在發(fā)射相（模式）期間將電能轉(zhuǎn)換成機(jī)械能。產(chǎn)生的機(jī)械波向介質(zhì)傳播，若介質(zhì)不均勻則會(huì)反射。在接收模式中，接收反射的機(jī)械波形并由換能器轉(zhuǎn)換成電信號(hào)。
圖2.換能器振動(dòng)、聲波傳播和反射
在換能器被電子激勵(lì)之后，會(huì)產(chǎn)生聲波并在介質(zhì)中傳播。在醫(yī)學(xué)超聲中，F(xiàn)DA（食品藥品管理局）要求所有成像系統(tǒng)滿足瞬時(shí)、峰值和平均強(qiáng)度的限制。
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(fā)射（Tx）信號(hào)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，常用的頻率范圍為1MHz至20MHz?；谏鲜龇匠淌剑^高頻率的換能器需要較薄的材料。因此，構(gòu)建極高頻的換能器具有一定的挑戰(zhàn)性。
換能器頻率響應(yīng)或帶寬是另一個(gè)關(guān)鍵參數(shù)。作為一般規(guī)則，若換能器被脈沖信號(hào)（即短尖峰）激勵(lì)，則接收回波的持續(xù)時(shí)間決定了換能器的帶寬。具有極快響應(yīng)（即短回波）的換能器是寬帶換能器，反之亦然。在大多數(shù)應(yīng)用中通常優(yōu)選更寬的帶寬。在相同的換能器頻率下，寬帶換能器可實(shí)現(xiàn)更好的軸向分辨率，因?yàn)榛夭ㄩL(zhǎng)度決定了超聲系統(tǒng)的軸向分辨率。與此同時(shí)，寬帶換能器適用于諧波成像，在該成像模式下超聲能量以基頻發(fā)射，而圖像由接收到回波的二次諧波來重建。如沒有寬帶寬換能器的情況下，換能器靈敏度在其諧波頻率點(diǎn)2f0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(gòu)和新制造工藝以進(jìn)一步改善換能器性能。
在超聲成像的早期階段，用于超聲系統(tǒng)的多通道電子電路既昂貴又不成熟。由電機(jī)驅(qū)動(dòng)通過機(jī)械掃描方式成像單陣元換能器被廣泛用于獲得二維（2D）圖像。由于機(jī)械結(jié)構(gòu)的速度和精度限制，早期系統(tǒng)無法實(shí)現(xiàn)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(shù)可支持64到512個(gè)陣元的換能器。以電子掃描為基礎(chǔ)可獲得高達(dá)> 100幀/秒的圖像。為實(shí)現(xiàn)電子掃描，波束合成技術(shù)應(yīng)用于聚焦換能器的聲束。波束合成的細(xì)節(jié)將在下一節(jié)中討論。與光學(xué)成像系統(tǒng)類似，超聲系統(tǒng)可在聚焦焦點(diǎn)處實(shí)現(xiàn)最佳空間分辨率。根據(jù)應(yīng)用，一維（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(qū)別在于光束成形結(jié)構(gòu)、成像范圍和圖像分辨率。此外，由超過2000個(gè)元件組成的最新2D陣列換能器可支持實(shí)時(shí)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(biāo)與圖像質(zhì)量
和任何成像系統(tǒng)類似，圖像質(zhì)量是醫(yī)學(xué)超聲成像中的重要標(biāo)準(zhǔn)。諸如空間分辨率和成像穿透等共同參數(shù)主要通過換能器指標(biāo)和聲波傳播理論來決定。超聲圖像的縱向和橫向分辨率與介質(zhì)中的聲波波長(zhǎng)成線性關(guān)系：
方程式中，c是介質(zhì)中的聲速，Zf 是焦距，2r是換能器孔徑或直徑。當(dāng)換能器被脈沖信號(hào)激勵(lì)時(shí)，τ-6dB為接收回波的-6dB脈沖寬度的持續(xù)時(shí)間。 τ-6dB也與波長(zhǎng)λ成線性關(guān)系。對(duì)于寬帶陣列換能器，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(gè)換能器陣元形成有效孔徑。元件之間的間距為0.3mm。介質(zhì)中的聲速為1540m/s。有效孔徑尺寸為19.2mm。根據(jù)
的公式，對(duì)于5MHz和12MHz的聲波，λ分別為0.31mm和0.13mm。根據(jù)上述方程式，橫向分辨率分別在5MHz時(shí)為0.8mm，在12MHz時(shí)為0.33mm。因此，更高頻率的應(yīng)用實(shí)現(xiàn)更佳的分辨率。
的公式，對(duì)于5MHz和12MHz的聲波，λ分別為0.31mm和0.13mm。根據(jù)上述方程式，橫向分辨率分別在5MHz時(shí)為0.8mm，在12MHz時(shí)為0.33mm。因此，更高頻率的應(yīng)用實(shí)現(xiàn)更佳的分辨率。實(shí)際上，僅通過增加換能器頻率來改善圖像質(zhì)量并非完全可行。一方面，更高頻率的換能器需要更薄的壓電材料，這需要更精密的制造技術(shù)，且成本更高。另一方面，如后面章節(jié)所示，較高頻率的聲波在生物組織中容易衰減。
當(dāng)介質(zhì)不均勻時(shí)，聲波的部分能量可在兩個(gè)介質(zhì)的邊界處反射。未反射的聲波繼續(xù)傳播，直到它在下一個(gè)邊界被反射，或完全衰減。反射和透射系數(shù)由這兩種介質(zhì)的聲阻抗（Z=ρc）的差異決定。方程式中，ρ和c分別是介質(zhì)的密度和聲速，假設(shè)波傳播方向垂直于邊界。
表1所示為所選生物組織、水和空氣的特性。在兩個(gè)聲阻抗極其不同的情況下會(huì)出現(xiàn)強(qiáng)反射信號(hào)。骨骼密度高，聲速快；因此它總是超聲圖像中的強(qiáng)反射組織器。另一方面，血液和肝臟的聲阻抗相似，因此這兩種組織之間的反射很弱。只有高靈敏度的換能器才能拾取微弱的信號(hào)。如表1所示，信號(hào)在傳播過程中會(huì)衰減。累積衰減隨著傳播距離的增加而增加。以方程式7計(jì)算衰減，其中系數(shù)2體現(xiàn)了聲波雙向傳播。
在超聲波探查體內(nèi)組織的典型應(yīng)用中，來自人體表面的回波與來自內(nèi)部器官的回波之間的動(dòng)態(tài)范圍很容易超過100dB。我們可假設(shè)平均衰減系數(shù)為0.7dB/MHz×cm和7.5MHz換能器。在10cm的深度處，基于方程式7，即7.5×0.7×10×2dB，計(jì)算所得105dB的衰減。假設(shè)表面回波為1Vpp，體內(nèi)器官回波的幅度為<10uVpp，非常弱。該示例表明超聲信號(hào)具有極寬動(dòng)態(tài)范圍才能表征皮膚表面至內(nèi)臟器官的生理結(jié)構(gòu)的差異。因此需要復(fù)雜的電子電路以提供足夠的動(dòng)態(tài)范圍，而這在有限功耗的預(yù)算下是不容易實(shí)現(xiàn)的。
表1：典型組織和介質(zhì)的聲學(xué)特性
4. 超聲成像模式
當(dāng)換能器接收到回波時(shí)，適當(dāng)?shù)奶幚韱卧枰獙⑦@些信號(hào)轉(zhuǎn)換成超聲波檢驗(yàn)師或其他最終用戶的可理解的圖像信息。超聲成像使用幾種成像模式來研究組織特征、體液分布及流動(dòng)、器官功能等。
A模式和B模式
在最早的超聲系統(tǒng)中，通過顯示回波的幅度及其時(shí)域信息來指導(dǎo)臨床診斷。即A模式（振幅模式）超聲成像系統(tǒng)，如下圖所示，它以一維逐行掃描為基礎(chǔ)，。由于人類視覺對(duì)圖像更敏感 ，因此開發(fā)亮度或灰度成像模式有更積極的臨床意義。為構(gòu)建2D圖像，需要在特定區(qū)域上掃描換能器的聲束，且在掃描期間獲得多個(gè)A模式掃描行。這些掃描行構(gòu)成一幀圖像，沿著掃描線的回波幅度以線性或非線性方式映射到像素值。當(dāng)換能器的聲束足夠快地進(jìn)行掃描時(shí)，可實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)圖像。這些圖像被稱為B模式（亮度模式）圖像，其創(chuàng)建了與掃描方向平行的一個(gè)橫截面圖像。
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(yè)超聲系統(tǒng)上產(chǎn)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(kuò)展。3D成像是以二維方式掃描聲束并獲取多個(gè)橫截面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(shí)時(shí)3D成像。
多普勒超聲
大多數(shù)臨床超聲系統(tǒng)包括另一個(gè)必不可少的特征：多普勒超聲用來顯示血液的流動(dòng)信息。多普勒效應(yīng)描述了由于介質(zhì)中的目標(biāo)運(yùn)動(dòng)導(dǎo)致的波長(zhǎng)偏移。若從遠(yuǎn)離觀察者的聲源發(fā)射波，則其波長(zhǎng)增加，反之亦然。因此，當(dāng)聲波傳播并被體內(nèi)的運(yùn)動(dòng)目標(biāo)反射時(shí)，發(fā)射脈沖和接收回波的波長(zhǎng)是不同的。該頻率差是多普勒頻移，可用于計(jì)算運(yùn)動(dòng)物體的速度：
方程式中，是多普勒頻移，f0是發(fā)射脈沖的中心頻率，c是介質(zhì)中的聲速，θ是超聲波束和運(yùn)動(dòng)物體之間的角度。
多普勒超聲早在20世紀(jì)50年代就已用于醫(yī)學(xué)應(yīng)用。目前，它可評(píng)估血流和組織運(yùn)動(dòng)。在過去60年中，多種多普勒技術(shù)提供不同的診斷信息，包括連續(xù)波（CW）多普勒、脈沖波（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(yīng)用差異。
圖5.連續(xù)波（CW）多普勒測(cè)量配置
連續(xù)波多普勒是最早采用的技術(shù)，即通過從接收的回波中提取多普勒漂移頻率來實(shí)現(xiàn)。其測(cè)量設(shè)置如上圖所示，測(cè)量中使用了兩個(gè)換能器Tx和Rx。當(dāng)Tx發(fā)射連續(xù)波時(shí)，Rx接收來自任何反射器的回波。例如，若Tx向介質(zhì)發(fā)送余弦波，則Rx檢測(cè)來自移動(dòng)反射器的移頻余弦信號(hào)：
其中ωc是換能器的中心頻率，ωd是由運(yùn)動(dòng)物體引入的多普勒頻移（可通過用混頻器解調(diào)來提?。?。這種技術(shù)可測(cè)量由于心臟瓣膜泄漏引起的極高速血流，以及深靜脈內(nèi)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(zhàn)，通常CW通路需要單獨(dú)的模擬處理電路。。如前所述，超聲圖像的軸向分辨率取決于回波脈沖寬度。在CW操作中，脈沖寬度是無窮大；因此軸向分辨率很差，或者說是對(duì)軸向血流信息做平均。橫向分辨率取決于兩個(gè)換能器重合的聚焦區(qū)域。通常，CW測(cè)量的主要缺點(diǎn)是其有限的空間精度，因?yàn)镃W也可檢測(cè)到不相關(guān)的區(qū)域產(chǎn)生的無關(guān)信號(hào)。一般來說CW模塊的性能是區(qū)分高端系統(tǒng)和低端系統(tǒng)的關(guān)鍵指標(biāo)。
圖6.脈沖波多普勒測(cè)量配置
脈沖波（PW）多普勒技術(shù)于20世紀(jì)60年代誕生，以解決CW空間分辨率差的問題。PW多普勒基于同樣的B模式成像設(shè)置，因此它是原B超系統(tǒng)一個(gè)新功能。解調(diào)和采樣保持技術(shù)用于提取流信息。PW多普勒系統(tǒng)的實(shí)驗(yàn)設(shè)置如上圖所示。在該系統(tǒng)中，僅需要一個(gè)換能器，且陰影區(qū)域示出了由換能器的軸向分辨率（脈沖持續(xù)時(shí)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復(fù)頻率（PRF）發(fā)送4-16周期正弦信號(hào)，并接收反射信號(hào)。由于接收的信號(hào)被血流中的移動(dòng)粒子的（如紅細(xì)胞和白細(xì)胞）散射，因此時(shí)間1的反射回波1與時(shí)間2的反射回波2相位略微不同。對(duì)接收信號(hào)進(jìn)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(cè)有限感興趣區(qū)域（ROI）中的流速，其中共用換能器同時(shí)也用于B模式成像。通過修改信號(hào)處理軟件，可在B模式成像平臺(tái)上實(shí)現(xiàn)PW多普勒功能。
在CW和PW多普勒模式中，流信息是從一個(gè)聚焦聲束中獲得的，類似于A模式成像。在20世紀(jì)80年代，研究人員基于彩色多普勒技術(shù)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于B模式/PW模式信號(hào)路徑。從感興趣區(qū)域收集多幀RF數(shù)據(jù)。由于感興趣區(qū)域中的血液流動(dòng)導(dǎo)致圖像幀之間存在數(shù)據(jù)差異。相域中的自相關(guān)和時(shí)域中的互相關(guān)兩種算法可從RF數(shù)據(jù)中提取數(shù)據(jù)方差（即血流速度和方向信息）：。根據(jù)預(yù)定義的顏色漸變條相應(yīng)地映射包括速度和方向的血流信息。通常，藍(lán)色和紅色代碼分別識(shí)別朝向和遠(yuǎn)離換能器移動(dòng)的血流。當(dāng)流速增加時(shí)使用更亮的顏色，反之亦然。顏色映射的2D分布始終疊加在B模式圖像上，以實(shí)時(shí)同時(shí)顯示個(gè)體解剖結(jié)構(gòu)和血流。它對(duì)于診斷心血管疾病，如血管閉塞和心臟瓣膜反流，極其有用。典型的彩色多普勒?qǐng)D像如下圖所示，（b）顯示頸動(dòng)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(dòng)脈狹窄的彩色多普勒（由GE提供）
彩色多普勒仍然是一個(gè)活躍的研究領(lǐng)域。眾所周知，自相關(guān)和互相關(guān)處理技術(shù)需要強(qiáng)大的計(jì)算能力。正在開發(fā)新算法以較低的計(jì)算成本分析血流。與此同時(shí)，得益于半導(dǎo)體技術(shù)的最新進(jìn)展，具有更低功耗和更高計(jì)算能力的數(shù)字信號(hào)處理器正應(yīng)用于該領(lǐng)域。
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系統(tǒng)中最主要的成像模式。我們簡(jiǎn)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面的臨床信息
運(yùn)動(dòng)模式（M模式）是基于B模式；它可在一段時(shí)間內(nèi)捕獲心臟運(yùn)動(dòng)，并指示缺陷瓣膜或心室腔室的功能。
組織諧波成像（THI）于20世紀(jì)90年代開始流行，現(xiàn)在是新系統(tǒng)中的標(biāo)準(zhǔn)成像模式。諧波信號(hào)由組織中的聲波傳播失真而產(chǎn)生。在THI中，提取這些諧波以實(shí)現(xiàn)圖像對(duì)比度和分辨率改善、偽像減少和信噪比（SNR）的增加。自20世紀(jì)90年代末和21世紀(jì)初以來，編碼激勵(lì)等技術(shù)也有所發(fā)展并應(yīng)用到臨床?？偹苤己玫妮S向分辨率需要短脈沖持續(xù)時(shí)間（即低發(fā)射聲能），而為增加SNR，我們希望增加脈沖持續(xù)時(shí)間。通過優(yōu)化的匹配濾波器和激勵(lì)碼，我們?nèi)钥墒咕幋a激勵(lì)長(zhǎng)脈沖實(shí)現(xiàn)短脈沖類似的軸向分辨率。
由生物安全的氣體/微氣泡組成的造影劑可顯著提高SNR和對(duì)比度，因?yàn)檫@些微氣泡是完美的聲學(xué)反射器。造影劑增強(qiáng)成像有助于心血管診斷。此外，這些微氣泡比正常組織具有更強(qiáng)的非線性特征，適用于諧波成像。
醫(yī)學(xué)超聲是一種安全且低成本的醫(yī)學(xué)成像手段，是MRI、光學(xué)和PET系統(tǒng)的良好補(bǔ)充。多成像模式系統(tǒng)可利用每種成像模式優(yōu)劣勢(shì)互補(bǔ)集成以獲得最佳診斷信息。例如，光聲成像可將超聲成像的深度穿透與光學(xué)成像的高對(duì)比度相結(jié)合。MRI引導(dǎo)超聲治療是多模態(tài)方法的另一個(gè)示例。
5.超聲波電子學(xué)
下述框圖表示典型的超聲系統(tǒng)。主要組件包括高壓發(fā)射電路、低噪聲模擬前端、發(fā)射和接收器波束合成電路、數(shù)字信號(hào)處理單元、圖像顯示和存儲(chǔ)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(fā)射電路和接收電路
在當(dāng)前系統(tǒng)中，多通道發(fā)射器用于激勵(lì)陣列換能器。根據(jù)可用的成像模式，發(fā)射電壓在±2V至±100V之間變化。有時(shí)，為降低系統(tǒng)成本，使用高壓多路開關(guān)將一個(gè)發(fā)射器通道切換到多換能器元件。在低端到中端系統(tǒng)中，選擇基于方波的高壓發(fā)射電路，因?yàn)樗鼈兙哂懈呒啥群偷统杀?。在高端系統(tǒng)中，高壓線性放大器可生成各種復(fù)雜波形。在換能器上，高壓發(fā)射信號(hào)和低壓回波共存。因此，T/R開關(guān)電路位于高壓發(fā)射電路和低噪聲放大器之間，其主要功能是保護(hù)低壓放大器。超聲信號(hào)可根據(jù)其傳播距離或時(shí)間而顯著衰減。因此，在接收器中，增益隨著超聲傳播時(shí)間增加而增加。這一重要特性稱為時(shí)間增益補(bǔ)償（TGC），通常需要如下所示的電壓控制放大器（VCA）。在放大和預(yù)處理之后，將信號(hào)數(shù)字化并傳遞到接收器波束合成器或連續(xù)波（CW）多普勒處理單元，其中混頻器提取音頻范圍（20Hz到20KHz）中的多普勒信號(hào)。
圖9.用于時(shí)間增益補(bǔ)償?shù)碾妷嚎刂品糯笃?/div>
在過去30年中，超聲前端電子設(shè)備已從分立電路升級(jí)為集成電路芯片。各類超聲波前端解決方案大大簡(jiǎn)化系統(tǒng)設(shè)計(jì)并降低成本。
考慮到超聲前端電子設(shè)備的極端要求，例如>100dB動(dòng)態(tài)范圍和20Hz~>GHz工作頻率，每個(gè)小的改進(jìn)都需要在晶體管級(jí)、芯片級(jí)、電路板級(jí)和系統(tǒng)級(jí)上進(jìn)行大量的研發(fā)工作。與大多數(shù)混合信號(hào)系統(tǒng)類似，良好的模擬輸出始終是后續(xù)信號(hào)處理和圖像質(zhì)量改進(jìn)的基礎(chǔ)。低功耗、低噪聲和緊湊的尺寸是超聲前端電子設(shè)計(jì)的首要考慮事項(xiàng)。
波束合成器
波束合成器包括發(fā)射和接收波束合成器來實(shí)現(xiàn)電子聚焦和控制多陣元換能器的聲束。，如下圖所示從一個(gè)換能器陣元到目標(biāo)的距離與從另一個(gè)陣元到目標(biāo)的距離不同；因此在發(fā)送相，針對(duì)每個(gè)陣元適當(dāng)?shù)匮舆t發(fā)送的信號(hào)，以使得發(fā)射器信號(hào)同時(shí)到達(dá)目標(biāo)并在目標(biāo)處產(chǎn)生最高聲強(qiáng)，也就是獲取最強(qiáng)回波。在接收階段，通過對(duì)接收到的回波應(yīng)用適當(dāng)?shù)难舆t，以實(shí)現(xiàn)線性疊加來自多個(gè)換能器陣元的回波，以實(shí)現(xiàn)最高靈敏度。
圖10.用于在（a）發(fā)射相和（b）接收相中聚焦聲束的換能器波束合成器
由于發(fā)射電路主要是數(shù)字型，因此發(fā)射延遲實(shí)現(xiàn)是通過現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列（FPGA）或數(shù)字信號(hào)處理器（DSP）等高速計(jì)數(shù)器完成的。由于接收信號(hào)的復(fù)雜性，接收波束合成器顯然需要更多的算法優(yōu)化得以實(shí)現(xiàn)。早期基于分立晶體管電子電路信號(hào)處理能力有限。因此，接收器波束合成波束合成器以基于電感電容組合的模擬延遲線來實(shí)現(xiàn)。在20世紀(jì)80年代，接收器波束合成器開始使用多通道模數(shù)轉(zhuǎn)化芯片和數(shù)字波束合成技術(shù)。
圖11.數(shù)字波束合成器圖解
在目前的主流超聲系統(tǒng)中，接收波束合成器一般都是數(shù)字型的。數(shù)字波束合成器通常在具有極高的計(jì)算能力的FPGA、DSP、PC或GPU（圖形處理單元）中實(shí)現(xiàn)。如前所述，較大的換能器孔徑可實(shí)現(xiàn)更佳的分辨率。因此，在高端超聲系統(tǒng)中，256個(gè)換能器元件形成一個(gè)聚焦光束，以獲得精細(xì)分辨率圖像。因此高端波束合成器所需的計(jì)算能力相當(dāng)復(fù)雜。
生物組織在形狀、密度、聲速等方面存在異質(zhì)性。實(shí)時(shí)延遲計(jì)算和校準(zhǔn)會(huì)基于所涉組織的聲學(xué)特性和形狀。由于波束合成器設(shè)計(jì)的重要性和復(fù)雜性，大多數(shù)超聲波公司都有自己的IP。在不影響波束形成性能的情況下，簡(jiǎn)化波束形成器設(shè)計(jì)仍然是一個(gè)熱門話題。相信正在研發(fā)新的波束合成器架構(gòu)將廣泛用于未來的超聲系統(tǒng)。
數(shù)字信號(hào)處理
超聲信號(hào)需要大量的信號(hào)處理，以便從原始超聲數(shù)據(jù)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、基于快速傅里葉變換的多普勒頻譜信息提取、基于自相關(guān)和互相關(guān)的彩色多普勒計(jì)算、超聲圖像掃描坐標(biāo)轉(zhuǎn)換（2D超聲坐標(biāo)到笛卡爾坐標(biāo)）、圖像增強(qiáng)等。目前，商用處理器，如現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列（FPGA），數(shù)字信號(hào)處理器（DSP），被廣泛使用，。FPGA使系統(tǒng)設(shè)計(jì)人員能夠?qū)?nèi)部邏輯門進(jìn)行硬連線，并優(yōu)化其算法的效率。另一方面，DSP為系統(tǒng)設(shè)計(jì)人員提供預(yù)定義的標(biāo)準(zhǔn)計(jì)算模塊，可實(shí)時(shí)更改和優(yōu)化他們的算法。換言之，F(xiàn)PGA以硬件效率取勝，而DSP以軟件靈活性得寵。新的信號(hào)處理器，如PC和GPU；它們的計(jì)算能力高于FPGA和DSP，而軟件開發(fā)成本則大大低于FPGA和DSP然而，由于PC和GPU的高功耗，它們并不一定適合低功耗便攜式系統(tǒng)。
6. 模擬前端芯片設(shè)計(jì)中的工藝選擇
在任何AFE設(shè)計(jì)之前，半導(dǎo)體工藝選擇始終是基于設(shè)計(jì)目標(biāo)的首要關(guān)鍵考慮注意事項(xiàng)。CMOS和BiCMOS工藝是超聲模擬前端設(shè)計(jì)中最常用的工藝。它們中的每一個(gè)都有其自身優(yōu)點(diǎn)，且適用于相應(yīng)的電路塊。
BiCMOS（雙極CMOS）工藝目前比純雙極工藝更受歡迎，因?yàn)樗糜谀M設(shè)計(jì)的高性能雙極晶體管和用于數(shù)字設(shè)計(jì)的CMOS元件。雙極晶體管適用于低噪聲放大器設(shè)計(jì)，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，基于雙極或BiCMOS工藝的放大器可在比基于CMOS工藝的放大器小得多的區(qū)域和更低的功耗下實(shí)現(xiàn)相同的性能。
德州儀器的0.35um BiCMOS工藝用于研究雙極和CMOS器件之間放大器設(shè)計(jì)的性能影響。下圖（a）表明，基于雙極晶體管的放大器在相同的偏置電流下可實(shí)現(xiàn)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(duì)于具有調(diào)制和解調(diào)電路的多普勒應(yīng)用至關(guān)重要；（b）與類似的CMOS設(shè)計(jì)相比，雙極設(shè)計(jì)顯著減小了面積。當(dāng)然，由于半導(dǎo)體工藝的特征尺寸減小，在0.35um BiCMOS工藝和<0.35um CMOS工藝之間的面積差異變小。然而，一般來講，由于上述優(yōu)點(diǎn)，0.35um BiCMOS工藝仍然極其適于放大器設(shè)計(jì)。
圖12.基于CMOS與BiCMOS工藝設(shè)計(jì)的比較
當(dāng)電路具有更多數(shù)字內(nèi)容和開關(guān)元件（如中速ADC）時(shí)，CMOS工藝更適合。醫(yī)學(xué)超聲信號(hào)頻率處在1~20MHz范圍內(nèi)，其ADC采樣率通常低于100MSPS，目前大多數(shù)CMOS工藝都可輕松處理。采用0.18um~65nm CMOS工藝，ADC設(shè)計(jì)可實(shí)現(xiàn)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(shí)現(xiàn)更短的制造周期。所有這些都表明CMOS工藝適用于超聲AFE中的ADC設(shè)計(jì)。
總之，當(dāng)降低噪聲/功耗是主要目標(biāo)時(shí)，BiCMOS工藝適于超聲AFE中的TGC放大器設(shè)計(jì)，即壓控放大器（VCA）設(shè)計(jì)。另一方面，CMOS工藝是在ADC設(shè)計(jì)中實(shí)現(xiàn)低功耗和高集成度的良好選擇。特別是在0.18um至65nm的節(jié)點(diǎn)，與0.35um BiCMOS工藝相比，具有完整低壓數(shù)字庫的CMOS工藝可以具有競(jìng)爭(zhēng)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(dá)到一個(gè)噪聲<0.8nV/rtHz，功耗<150mW/CH的出色模擬前端解決方案。這種組合不僅需要專用半導(dǎo)體工藝，還需要先進(jìn)的封裝技術(shù)。下圖所示為一個(gè)模擬前端解決方案，在同一封裝中具有兩個(gè)芯片。實(shí)際上，還可以集成兩個(gè)以上的芯片和多個(gè)無源元件。此外，多芯片模塊（MCM）可為系統(tǒng)設(shè)計(jì)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(gè)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(shù)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(gè)芯片。如圖所示所有這些技術(shù)大大降低了功耗，提升了性能并縮小了芯片尺寸
圖14.AFE集成度的發(fā)展
7. 超聲模擬電路的主要參數(shù)
超聲信號(hào)有其自身的特點(diǎn)。正如我們?cè)谇懊娌糠炙懻摰哪菢?，系統(tǒng)中經(jīng)常會(huì)觀察到超過100dB的動(dòng)態(tài)范圍。低頻音頻電路、高頻數(shù)字電路、低噪聲放大器、低噪聲時(shí)鐘電路存在于同一系統(tǒng)、同一電路板或甚至同一芯片上。AFE設(shè)計(jì)和系統(tǒng)設(shè)計(jì)必須解決這些挑戰(zhàn)。
過載恢復(fù)
過載信號(hào)通常是指高壓發(fā)射脈沖通過高壓收發(fā)開關(guān)（T/R switch）的泄漏大信號(hào)或者是強(qiáng)回波信號(hào)。若AFE設(shè)計(jì)中未考慮過載恢復(fù)，它們會(huì)降低LNA、PGA、ADC和CW電路的瞬態(tài)響應(yīng)性能。模擬設(shè)計(jì)人員面臨著在有限功耗預(yù)算條件下，在大動(dòng)態(tài)范圍內(nèi)實(shí)現(xiàn)瞬時(shí)恢復(fù)響應(yīng)且響應(yīng)性能一致的挑戰(zhàn)。作為一種較為常見的設(shè)計(jì)方案，應(yīng)首先在高壓收發(fā)開關(guān)設(shè)計(jì)中應(yīng)用足夠的限流限壓技術(shù)，這可消除對(duì)模擬前端的第一級(jí)即低噪聲放大器的過載影響。在LNA設(shè)計(jì)中，鉗位二極管通?？煞乐筁NA進(jìn)一步飽和。
分析兩種常見的過載情況。第一種是由于高壓收發(fā)開關(guān)導(dǎo)通，考慮到超聲成像的死區(qū)時(shí)間通常在3到5us左右，因此超聲模擬前端的過載恢復(fù)時(shí)間必須達(dá)到微秒量級(jí)，。目前由基MOSFET的高壓收發(fā)開關(guān)處理，僅允許<< 1Vpp發(fā)射泄漏直通；而基于二極管橋構(gòu)成的高壓收發(fā)開關(guān)，其泄漏電壓可達(dá)2Vpp。因此大多數(shù)AFE設(shè)計(jì)為可處理~2Vpp過載信號(hào)，以滿足各種收發(fā)開關(guān)的性能。另一種過載情況是由于來自血管壁的大反射信號(hào)，超聲模擬前端必須立即恢復(fù)，以檢測(cè)血液中的小回波。第二種情況在多普勒應(yīng)用中極其常見，其性能決定了血流檢測(cè)靈敏度和準(zhǔn)確度。下圖所示為模擬血管壁強(qiáng)回波，然后是來自血液的小信號(hào)的反應(yīng)。下述信號(hào)具有60dB的動(dòng)態(tài)范圍，即5周期250mVpp信號(hào)和5MHz時(shí)的5周期250uVpp信號(hào)；小信號(hào)配置為具有0°或180°相移。下圖所示為超聲模擬前端的響應(yīng)以及0°和180°響應(yīng)之間的差異，即類似于多普勒應(yīng)用中的相位檢測(cè)相似。小信號(hào)和相位差的提取保證了多普勒應(yīng)用中的良好性能。
圖15.過載恢復(fù)（a）輸入信號(hào)；（b）輸出信號(hào)
除快速過載響應(yīng)和精確的相位檢測(cè)之外，多次過載恢復(fù)響應(yīng)的一致性對(duì)于頻譜多普勒和彩色多普勒應(yīng)用也是至關(guān)重要的。一致的過載恢復(fù)可減少系統(tǒng)中的頻譜噪聲或彩色噪聲。大家可通過比較來自多個(gè)信號(hào)的過載響應(yīng)差異來評(píng)估一致性。
此外，諧波成像是大多數(shù)系統(tǒng)中的標(biāo)準(zhǔn)配置。脈沖反轉(zhuǎn)成像被廣泛使用。因此系統(tǒng)AFE保證對(duì)正脈沖和負(fù)脈沖有對(duì)稱的過載響應(yīng)。最后，在超聲系統(tǒng)中經(jīng)常疊加多個(gè)不同類型的圖像便于診斷，如雙工模式、即B模式轉(zhuǎn)換到多普勒模式，甚至三共模式。以。各個(gè)工作模式使用到不同的發(fā)射電壓和占空比的發(fā)射波形。因此，AFE需要快速響應(yīng)兩個(gè)或多個(gè)圖像線內(nèi)的不同過載信號(hào)。當(dāng)快速切換圖像模式時(shí)，不同的過載信號(hào)不應(yīng)影響AFE過載性能的一致性。
多普勒應(yīng)用中的信號(hào)和噪聲調(diào)制
超聲系統(tǒng)是復(fù)雜的混合信號(hào)系統(tǒng)，具有各類數(shù)字和模擬電路。數(shù)字信號(hào)和時(shí)鐘信號(hào)會(huì)干擾系統(tǒng)級(jí)或芯片級(jí)的模擬信號(hào)。另外諸如晶體管和二極管之類的非線性元件可調(diào)制噪聲，也會(huì)干擾RF信號(hào)。
在超聲多普勒應(yīng)用中，系統(tǒng)中的調(diào)制效應(yīng)會(huì)影響圖像質(zhì)量和靈敏度。多普勒信號(hào)頻率范圍從20Hz到>50Khz不等。同時(shí)，多個(gè)系統(tǒng)的時(shí)序信號(hào)也在此范圍內(nèi)，如幀時(shí)鐘、成像線時(shí)鐘等。這些噪聲信號(hào)可通過接地、電源和控制管腳進(jìn)入芯片。研究芯片級(jí)的調(diào)制效應(yīng)，如：（PSMR）電源調(diào)制比就很重要。具有一定頻率和幅度的噪聲信號(hào)可施加在電源管腳上。若存在調(diào)制效應(yīng)，則可找到邊帶信號(hào)。PSMR表示為載波和邊帶信號(hào)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(diào)干擾（IMD3）是衡量混合信號(hào)IC性能的關(guān)鍵參數(shù)。同時(shí)，在超聲應(yīng)用中，用于IMD3測(cè)量的輸入信號(hào)具有不同的幅度，其分別代表來自靜態(tài)組織大回波和來自流動(dòng)血液的多普勒小信號(hào)，其幅度差可達(dá)20到30dB左右。系統(tǒng)設(shè)計(jì)人員可使用IMD3來估計(jì)由多普勒鏡像頻率信號(hào)所產(chǎn)生的偽像。多普勒頻譜顯示中常用40到50dB的動(dòng)態(tài)范圍。因此，優(yōu)于50dBc的IMD3不應(yīng)影響系統(tǒng)性能。
連續(xù)波（CW）多普勒參數(shù)
作為中高端系統(tǒng)的關(guān)鍵功能，連續(xù)波多普勒已開始成為便攜式系統(tǒng)的標(biāo)配。與TGC路徑相比，連續(xù)波多普勒路徑具有處理更大動(dòng)態(tài)范圍和更低相位噪聲的優(yōu)點(diǎn)。此外，由于具備這些特點(diǎn)，連續(xù)波多普勒波束合成通常在模擬域中實(shí)現(xiàn)。多種波束合成方法都在超聲系統(tǒng)中應(yīng)用，包括無源延遲線、有源混頻器和無源混頻器。在過去幾年中，基于混頻器的連續(xù)波多普勒結(jié)構(gòu)憑借體積小、易于實(shí)現(xiàn)且支持多個(gè)CW頻率的良好靈活性而逐漸占據(jù)主導(dǎo)地位。此外，連續(xù)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(xù)波多普勒的處理要求，如寬動(dòng)態(tài)范圍、低相位噪聲、精確I/Q通道增益和相位匹配等。
簡(jiǎn)化的連續(xù)波多普勒路徑框圖如下所示。整個(gè)CW路徑包括LNA、電壓電流轉(zhuǎn)換器、基于開關(guān)電路的無源混頻器、帶低通濾波器的加法器和時(shí)鐘電路。大多數(shù)模塊包括性能嚴(yán)格對(duì)稱的同相和正交通道，以實(shí)現(xiàn)良好的鏡像頻率抑制和波束合成精度。
圖17.CW的簡(jiǎn)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(hào)。Vi(t)包括高次諧波；LO(t)代表方波，其包含奇數(shù)諧波分量，如下式所示：
根據(jù)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?qū)掝l噪聲相調(diào)制。因此，混頻器的噪聲性能會(huì)降低。為了避免這種不良影響，在LNA輸出或混頻器時(shí)鐘輸入上都需要諧波抑制電路，以實(shí)現(xiàn)更佳的噪聲系數(shù)。根據(jù)以上方程式，混頻器的轉(zhuǎn)換損耗約為20log2/π 也就是-4dB左右。
優(yōu)于-46dBc鏡像頻率抑制是CW成像中的期望參數(shù)。CW I/Q通道匹配也可有助于鏡像頻率分量。文獻(xiàn)表明，0.25°的I/Q相位誤差可得到-53dBc抑制；且0.05dB的I/Q增益誤差可得出-50dBc抑制。它們是CW路徑的設(shè)計(jì)目標(biāo)。因此，CW I/Q路徑需要嚴(yán)格的增益和相位匹配。低容差電阻（0.1%）通常用于基于運(yùn)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。由于混頻特性，CW信號(hào)路徑的相位噪聲主導(dǎo)低血流速度。因此，大多數(shù)AFE以載波頻偏為1KHz時(shí)的CW相位噪聲作為主要性能指標(biāo)。
最后，CW路徑的動(dòng)態(tài)范圍基于輸入?yún)⒖荚肼暫妥畲筝斎胄盘?hào)：
為實(shí)現(xiàn)良好的CW性能，需要>160dBFS/Hz的發(fā)射器和接收器電路動(dòng)態(tài)范圍。
8. 總結(jié)
超聲成像是一種安全的醫(yī)學(xué)成像模式，具有很大潛力，。越來越多就地檢查的床旁應(yīng)用需要低功耗、低噪聲和緊湊的系統(tǒng)。為了充分發(fā)揮超聲信號(hào)的優(yōu)點(diǎn)，必須選擇合適的工藝以實(shí)現(xiàn)低功耗、低噪聲和小尺寸的目的。BiCMOS工藝適用于低噪聲放大器設(shè)計(jì)，具有超低1/f噪聲、寬帶寬和良好的功耗/噪聲效率；而CMOS工藝在低功耗下實(shí)現(xiàn)了高數(shù)字密度。兩者結(jié)合使用先進(jìn)的封裝技術(shù)，可提供最先進(jìn)的模擬前端解決方案。為達(dá)到所需的超聲波參數(shù)，如快速一致的過載恢復(fù)、低IMD3和PSMR、精確的I/Q匹配、連續(xù)波多普勒混頻器中奇次諧波抑制等，需要考慮芯片中的各個(gè)參數(shù)已到達(dá)設(shè)計(jì)的綜合優(yōu)化。
參考文獻(xiàn)
?
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.
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