现代超声应用-医学成像系统解决方案

1、前言

超声应用的医学成像系统-超声成像诊断仪已成为最为常用的一种医疗影像诊断设备。这是因为超声波可以在人体组织内传播，同时衰减不是很大，对人体无损伤、无痛苦、无危害，而且超声波的产生也比较方便，便于制成廉价系统，易于推广。此外，超声波扫描成像能实时提供影像，对人体软组织探测和心血管脏器的血流动力学观察有其独到之处，具有广阔的发展前景。

特别是近多年来，超声成像技术得到了很大的发展，超声诊断仪从采用模拟技术发展到采用模拟/数字混合技术，到20世纪90年代出现了全数字式声束技术。由于计算机技术的广泛应用，人们可以根据声束形成的特点，通过计算机来控制每个与图像质量密切相关的参量(如声学透镜、声束孔径、超声基阵旁瓣和发射波形的形状等)，使图像质量有了极大的改善，利用计算机技术提高图像质量。

而现代新型的医学和工业超声成像系统均采用聚焦成像技术来实现，它远远优于采用单通道方法所能达到的成像性能，为此本文就此医学成像解决方案作分折说明。为了更好理解，首先应对超声应用-医学成像系统的有关基本技术作出介绍。

2、关于超声成像系统(或称超声诊断仪)的基本组成技术

2.1医学超声波的基本特性与声速

*医学超声波

超声波是一种频率超过人类听觉上限的一种振动波。一般指频率在20kHz以上的声波。而在医疗振动超声影像设备中使用的超声波，频率一般在1-5MHz，低于1 MHz时分辨率太低，高于5 MHz时在人体内衰减太大，穿透深度不够。

*声速

在医学超声中可以看到血液、脑、脂肪、肾、肝、肌肉中的超声波的波速大致在1500 m/s左右，可以近似认为人体组织中的超声波速都一样，这是目前各种超声诊断仪器检测脏器大小的基础。也就是说，目前用同一个标准测量不同脏器的大小，实质上是假设了它们的超波声波速是相等的。

2.2超声成像系统的组成

超声成像系统就是通过发射超声波、检测回波、显示人体组织特性的变化，并由记录仪记录下来，供医生作诊断分析用。所以一个最基本的超声诊断仪由探头(换能器)、基本电路、显示器以及记录器等部分组成，见图1所示。

2.21探头

超声诊断仪用来发射和接收超声的部件，称做探头。由于探头也是进行电一声和声一电信号转换的部件，亦称换能器。它是超声诊断仪不可缺少的部分。仪器的灵敏度、分辨率和伪像干扰的大小都与探头的性能有关。

2.22单通道或脉冲式的超声成像系统基本电路

超声诊断仪有采用连续波的，也有采用脉冲波的。后者除了能对超声回波界面定位外，还消除了很强的发射信号对反射信号的影响，具有较高的灵敏度，所以目前在临床上应用的超声仪大多采用脉冲式的。基本结构亦如图1所示。其主控电路又称同步触发信号发生器，它周期性地产生同步触发脉冲信号，分别去触发发射电路和扫描发生器中的扫描电路。而发射电路在受同步信号触发时，产生高压电脉冲去激励换能器。高频信号放大电路实际上是电子接收设备的一部份，用途是换能器将回波信号转换为高频电信号后，要通过高频信号放大电路放大。为根据不同需要，应在高频信号放大电路中引人时间增益补偿电路和自动增益控制电路等。而视频信号放大器是当回波电信号由高频信号放大器放大后，被检波器检出的视频包络信号要经过视频信号放大和处理(如对数处理、微分处理等)，然后加至显示器的丫轴偏转板(或偏转线圈)上产生与回波强度成正比的偏移量(A型超声仪)，或加至显示器的阴极(或栅极)进行亮度调制(M型和B型超声仪)。扫描发生器产生的扫描电压加至显示器的偏转系统，使电子束按一定的规律扫描，在显示器上显示出曲线的轨迹或切面图像。

3、现代超声应用-医学成像系统解决方案

3.1聚焦成像技术的实现

何谓聚焦成像技术？即利用一组接收器，一幅高分辨率图像便可通过时移、调节以及回波能量的智能求和来生成。而对接收来自换能器阵列(512个换能器元件)的信号进行时移和调节的原理是提供“聚焦”于扫描区域内某一点的能力。通过相继聚焦于不同的点便可构成一幅完整的图像。则由此实现的现代超声应用-医学成像系统解决方案，见图2所示图。

根据超声波发送器与接收器的基本原理，当启动扫描时， 探头(或称超声波发送器)由发送器与压电晶体(选用锆钛酸铅-PZT类压电陶瓷作为换能器材料)组成，其高频脉冲将由电子束形成器生成，并从8个换能器中的每一个发送至512个换能器元件-换能器阵列。这些脉冲被定时和调节，即通过计算机来控制每个与图像质量密切相关的发射脉冲波形的形状，以便对人体的某个特定区域进行“图示”。

这儿的脉冲被定时和调节是由电子束形成器来控制的，见图2所示。其超声波发送换能器(探头)与超声波接收换能器(探头)可选用锆钛酸铅-PZT类压电陶瓷作为换能器材料，其发送与接收的切换由图2中T/R切换开关控制。

在发送操作之后，换能器元件立即切换至接收模式。根据换能器的压电逆效应， 即超声的发生是在晶体两端加上高频电振荡，形成一个机械振动的声源，然后通过介质发送超声波，故此时已表现为机械能量的脉冲将以高频声波(通常在1至15MHz的范围内) 能量的形式通过人体传播。在传播过程中，信号迅速减弱，其衰减幅度与传播距离的平方成正比。在信号的行进过程中，波前能量部分被反射。这些反射能量是接收传感器(或称超声波接收器)的电子接收设备(或放大电路)必须予以检测的回波。

需要说明的是，那立即反射的信号非常强，因为它们来自靠近人体表面的反射，而在脉冲发送之后很长时间才出现的反射信号将非常弱，因为它们来自于人体的深处。由此引出了一个概念，即近场与远场。

3.2关于近场与远场

由于人体所能置入的能量是有限度的，因此业界必须开发极端灵敏的电子接收设备。在接近人体表面的聚焦点上，接收回波很强，因而只需要进行极小(如果有的话)的放大。该区域被称为近场。但是，在人体深处的聚焦点上，接收回波的强度将极低，必须放大1000倍(或更多)。这一区域被称为远场。这些区域代表了电子接收设备必须承受的极端工作条件。在高增益(远场)模式中，性能的极限为接收链路中所有噪声源之和。而两个最大的接收噪声源是换能器/电缆组件以及接收低噪声放大器(LNA)。在低增益(近场)模式中，性能的极限由输入信号的大小来确定。这两个信号的比值决定了系统的动态范围。许多接收链路都将低噪声放大器(LNA)与可变增益放大器(VCA)集成在一起。

从图2中看出，在LNA+VCA组合之后始终设置某种类型的低通滤波处理电路。高端系统采用具有5个以上极点的滤波器，而低端系统只需两个极点。许多中高档系统将在滤波之后进行再缓冲。在选择运算放大器时，主要的考虑因素包括信号摆幅、最小和最大输入频率、谐波失真和增益要求。模拟/数字转换器(ADC)通常为10位和12位。信噪比(SNR)和功耗是最为重要的问题，其次是通道集成。

ADC的另一个发展趋势是在ADC和电子束形成器之间布设LVDS(低压差分信号传输)接口(见图3所示)。通过对ADC输出的数据进行串行化处理，可以将接口线数从6044减少至1024(对于512通道系统)。接口线数的减少将导致PC板外形尺寸和成本的缩减，PC板是便携式成像系统的一个主要部分。

3.3成像信号的形成

成像信号的形成是由数字电子束形成器来完成的。这通常是一个为客户设计的ASIC，但是该功能是以不同形式的可编程逻辑器件来实现的。在电子束形成器中，数字化信号被调节和延迟，以便在接收链路中产生聚焦效应。然后，在所有的接收通道上对经过调节的信号进行加法运算，并将其传递至成像系统。成像系统可以作为单独的ASIC来开发，也可以是像DSP这样的可编程处理器，或者也许是一部完整的台式电脑。

发送元件要求对100V至200V的信号摆幅进行控制。这几乎一直都是通过采用高压FET来完成的(见图2上端所示)。FET的控制可以采取以下两种形式：接通/关断(推挽式)控制或AB类线性控制。最为常见的推挽式控制法，原因是它所需要的至FET的接口不仅结构简单得多，成本也低得多。AB类线性控制法能够显著改善谐波失真，但缺点是需要使用较为复杂的驱动器且功耗较高。

4、关于在超声医学成像应用中多种产品的选用

系统和设备制造商已经在其超声成像应用中选用了多种TI产品，包括：运算放大器、单通道、双通道和8通道ADC(均具有，快速输入过载恢复和超群的动态性能)；和集成了两极点低通滤波器的8通道可变增益放大器(VCA8613)。还有串行化LVDS接口ADS5720、专为超声市场而开发的先进8通道、12位数据转换器。

4．1医学超声设备汕的主流芯片-高性能数字信号处理器TMS320C64X定点DSP

TMS320064×DSP(图4为方块图)提供了用于满足数字时代要求的极高性能指标。在高达1GHz的时钟频率条件下，C64xTMDSP能够以高于5760MPS的速率进行信息处理。为开发高精密型应用提供了能够满足众多设计需要的速度、精度、节能和动态范围。这些动态DSP是诸如医学成像等苛刻应用的理想解决方案。TI的C64XTMDSP得到了大量的优化算法和业界领先的开发工具的支持。之所以它是医学超声设备的主流芯片是因它具有优异特征：即，业界最高的性能水平，器件可在高达1GHz的时钟频率下运行;TMS320C64xDSP与C6000 DSP的代码完全兼容；64xDSP能够提供高达8000MIPS的运行速度；64通道增强型直接存储器存取(EDMA)控制器；两个同步外部存储器接口(EMIF)；多达三个多通道缓冲串行端口(McBSP)；Turbo和Viterbi协同处理器；以太网MAC；特殊指令指令/能力：成像、音频、加速视频和数据；先进的DSPC编译程序和汇编优化程序最大限度地提升了效率和性能；封装型式：23／27mmBGA选项。

4．2 VCA8613 8通道可变增益放大器

VCA8613是能够满足系统设计的许多超声应用设计要求的8通道可变增益放大器。每个通道包括一个低噪声预置放大器(LNA)和一个可变增益放大器(VGA)。LNA的差分输出可通过8 ×10交叉点开关来转换，该开关可通过串行接口输入端口来编程。图5为VCA8613 8通道可变增益放大器功能方框图，其主要特点是3V工作电压；低输入噪声： ；功耗极低的操作：75mW／通道；集成低通、双极点滤波器，15MHz带宽；集成输入箝位二极管；差分输出；集成输入LNA；可读控制寄存器；集成连续波(CW)处理器VCA8613 8通道可变增益放大器除了可应用于便携式超声设备外，还可在便携式专用扫描仪、工业扫描仪及便携式测试设备上得到使用。

4．3具有串行化LVDS接口的8通道、10和12位、40至70MSPSADC、ADS527×系列

如ADS5270，ADS5271，ADS5272，ADS5273。ADS5275，ADS5276，ADS5277均采用单3.3V模拟工作电源并具有旨在简化系统设计的内部基准，也可采用外部基准。非常低的功耗指标为实现最高等级的系统集成密度创造了条件。串行化LVDS输出减少了接口线数并压缩了封装尺寸。

应用ADS527×系列ADC的原因，是因为它具有：10位和12位分辨率和40至70MSPS采样速率；较低的720mW至1W总功耗；;60dBSNR(信噪比指10位的)和70dBSNR(12位)(fin=1010MHz时)；串行化LVDS输出满足或超过ANSI(美国国家标准学会)TIA(电信工业协会)/EIA(电子工业协会)-644-A标准的要求；内部和外部基准；3.3V模拟/数字电源；该系列的所有产品之间具有引脚和格式兼容性；封装型式：80引脚下QFP。

4.4具有失效功能的宽带、电压反馈型运算放大器0PA690

OPA690所采用的新型架构可提供以往只有宽带电流反馈型运算放大器才能提供的转换速率和满功率带宽。在采用单电源的情况下，OPA690可提供高达150mA的高输出电流和150MHz的带宽。其图6为单电源ADC驱动器应用中的OPA690线路图。

最主要特点灵活的电源范围：+5V至+12V单电源与±2．5V至±5V双电源。而且应用广泛，如，视频线路驱动器，高速成像通道，ADC缓冲器，便携式仪表与有源滤波器。

4.5一个缓冲器中的差分和单端输出。

CDCMl804时钟驱动器将一对差分时钟输入分配至三对LVPEC(逻辑容量正射极偶合逻辑)差分时钟输出Y[2:0]和／Y[20]，并具有用于时钟分配的最小偏移。它是专为驱动50Ω传输线路而设计的。此外，CDCMl804还提供一个单端LV(逻辑容量)CMOS输出Y3。该输出在三个PECL输出级上总共被延迟1ns，旨在最大限度地减小信号转换期间的噪声影响。其方框图见图7所示，它是医学成像系统中常用器件。

4.6具有倍频、分频和抖动清除功能的低相位噪声时钟合成器CDC7005

CDC7005同步时钟可被用来获取系统时钟信号(例如：从背板)并将输出提供至频率与其相同(或为其偶数倍数／除数)的子系统。除了对系统时钟进行同步处理之外，同步器还能够消除时钟脉冲源的抖动。它具有独特的性能：即高性能1:5PLL时钟合成器和抖动消除器；可编程倍频器和分频器；两个时钟输入：VCXO_IN时钟被同步至REF_IN时钟；VCXO是外置式的，以便于灵活地施加频率；支持5个差分LVPECL输出;高效清除低PLL环路带宽中的抖动;低相位噪声特性；用于相位调整的可编程延迟；采用64引脚BGA(0。8mm焊球间距-ZVA)工业温度范围：-40℃至85℃。因而CDC7005它是医学成像中必不可的器件。