前言

隨著電子計算機、現代信號處理技術的不斷發展，超聲成像系統逐漸向全數字化方向發展。全數字超聲成像技術在接收前端將回波信號轉變為數字量，通過設計專用ASIC系統替代傳統模擬處理電路，實現信號的延遲、疊加及信號處理，使圖像更清晰、更準確，分辨率更高，提高了超聲診斷設備的質量。

AD9271是ADI公司針對全數字超聲系統推出的8通道單芯片模擬前端。其極高的集成度允許醫療設備設計師將超聲系統的信號通道尺寸減少50%，電路板占用面積減少約40%，順應了當今超聲儀器向小型化、便攜式方向發展的趨勢。同時，可大大降低儀器的噪聲水平，各項性能指標得到顯著提高，在實現小型化的同時保證了圖像的高質量，提高了醫學超聲影像診斷的準確性。

基于AD9271的全數字超聲成像系統

圖1為基于AD9271的全數字超聲成像系統框圖。發射電路產生發射脈沖，通過陣元選通電路激勵線陣換能器生成超聲波。超聲波遇被探查物體所產生的回波信號傳至AD9271。AD9271可獨立完成前置放大、抗混疊濾波、高速A/D變換等模擬信號處理過程，替代了傳統全數字B超系統中前端IC電路多芯片分立的設計方案。獲得的數字信號通過FPGA，完成信號和圖像的處理，包括波束形成、動態聚焦、動態濾波、可變增益放大、對數放大、檢波和DSC;最后將處理完的圖像傳入顯示器進行顯示。

線陣換能器

本系統中采用80陣元16通道的線陣探頭，其內部包含陣元選通電路。陣元選通電路由10片8通道高壓模擬開關芯片組成。80通道高壓模擬開關一端分別與80個陣元相連，另一端則每5個一組分別與16個輸入輸出通道相連，由FPGA輸入控制碼實現換能器陣元的選通。

發射電路

本系統共有16路發射電路，單路發射電路如圖2所示，其是在現有超聲診斷儀的發射電路為基礎進行適當改進而得到的。FPGA發出的控制脈沖需要首先通過一個功率觸發器，將脈沖的幅值提高到12V后，作為激勵脈沖送入場效應管的柵極。當無激勵脈沖時，作為電子開關的場效應管斷開，電源通過限流電阻 R1向隔直流電容C充電到VH。當出現激勵脈沖時，開關打開。由于電容兩端電壓不能瞬時改變，因此在電容C的右端在理論上會出現-VH的電壓脈沖，通過電纜加到換能器上。兩個二極管可以隔離高頻振蕩，減小噪聲干擾。

AD9271

AD9271是首例將8信道的放大器電路和A/D轉換器集成在1枚芯片上的產品。每個通道包括常規超聲信號模式和連續多普勒信號模式兩種，通過控制信號進行選擇使用。其中常規超聲信號模式由低噪聲前置放大器（LNA）、可變增益放大器 （VGA）、抗混迭濾波器（AAF）和采樣速度為10MSPS~50MSPS的12位A/D轉換器（ADC）組成。

AD9271集成度高、尺寸小，功耗低。在以10 MSPS和50 MSPS采樣速率工作時，其每通道功耗分別為115 mW和175 mW，與其它近似解決方案相比，功耗降低25%，從而允許增加通道數而不必加大電源功率。此外在實際應用中，還可以關閉不使用通道的電源，減少了功率的損耗，對小型化儀器有著重要的意義。

在此系統中，使用AD9271的常規超聲信號通道模式，其控制是由FPGA通過SPI接口輸入控制碼實現的。SPI接口由串行時鐘端口（SCLK）、串行數據輸入輸出口（SDIO）和片選端口（CSB）組成。SCLK輸入串行位移時鐘，用于保證輸入及輸出數據與AD9271同步;SDIO為一雙向端口，用于輸入輸出數據;CSB為SPI的使能端，控制SPI接口的開閉，其中CSB為低電平時SPI 有效。三個端口的時序如圖3所示。

當CSB變為低電平時，SDIO開始跟隨SCLK輸入輸出數據。首先輸入的是一16位指示碼，其中第一位為輸入輸出控制位，低電平為輸入，高電平為輸出;第二、三位控制傳送的字節數;第四位到第十六位為輸入輸出數據的起始地址，當傳送的數據多于一個字節時，數據地址以起始地址為準按序定址。指示碼傳送完畢后開始傳送控制碼。AD9271的內部寄存器大致可以分為芯片配置寄存器、片選及模式轉換寄存器、程序寄存器三部分，將控制碼存入相應的寄存器以實現相應的功能。此外，FPGA還為發射接收電路和AD9271提供時鐘，以保證它們的同步性。

AD9271輸出的數字信號將傳送到FPGA中進行后期的信號、圖像處理。

圖4為此超聲成像系統對正常眼部組織進行檢查所得的超聲回波信號。圖中左端雜亂的多個飽和、高衰減波峰為始波，這是探頭本身、探頭與皮膚接觸產生的回波。始波后平段表示無回聲界面的玻璃體。始波后約25mm，可見玻璃體-視網膜波峰，其后高低不等的波峰是球后軟組織回聲。

結語

AD9271接口簡單，使用方便、靈活。其極高的集成程度及低功耗在便攜式超聲醫療儀器等應用中具有很強的實用性。

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