現代技術正在將醫療超聲機器的性能推向新的高度，從而產生具有新清晰度和分辨率水平的圖像。超聲用于心臟、產科和許多其他診斷區域的成像。即使機器的能力提高，機器的成本也在下降。盡管超聲波在很大程度上依賴于數字處理，但其性能的關鍵在于高度模擬技術。我們將在這里研究超聲成像中使用的模擬和混合信號組件的貢獻。當然，由于每個元素本身都需要一章或一本書來為系統設計人員提供完全有用的信息，因此本文旨在提供對醫療超聲架構的概述和基本理解。盡管本文幾乎不會觸及設計目標和規則的表面;將要提出的一些問題將在更廣泛的應用背景下具有相關性，并可能在今后的文章中更詳細地審查。

獲取鏡像

通過將一束狹窄的聲能掃入活體并分析體內結構反射回來的能量模式來獲得圖像，就像搜索雷達一樣。由于接收傳感器處理的是模擬信號，但分析是以數字方式進行的，因此信號必須數字化。電脈沖施加到壓電陶瓷元件上，以2至20 MHz的傳輸頻率產生能量。使用的頻率取決于應用。較高的頻率提供最佳分辨率，但穿透力較小，因為當信號穿過身體時，它們的衰減速度更快。高頻脈沖的強度是有限制的，因為過多的功率對患者來說是不健康的。最常用的頻率范圍為 2 至 7 MHz。

返回電平范圍從身體表面附近的 1 V 回波到身體深處圖像的小于 10 μV。信號通過電纜從手機中的陶瓷元件傳導到前端電子設備，這將受到噪聲和衰減的影響。寬范圍的信號必須放大到2 V，才能驅動模數轉換器。為此，使用時間增益補償（TGC）放大器。它將通過指數因子放大信號來補償指數信號衰減，該因子取決于機器等待返回脈沖的時間。

功率水平、使用的頻率、放大和光束聚焦決定了圖像的清晰度。這些東西由超聲醫師（技術人員）控制，與系統的固有屬性相互作用。

使用的成像模式

1. 灰度 -- 產生基本的黑白圖像。它將解析小至 1 毫米的偽影。通過傳輸能量突發和分析返回能量（如上所述）進行顯示。

2.多普勒——與醫用多普勒超聲最好的類比是彩色多普勒天氣雷達。顧名思義，多普勒模式通過跟蹤返回信號的頻移來檢測運動中物體的速度。這些原則適用于檢查體內流動的血液或其他液體。它是通過將連續波傳輸到體內并產生返回的快速傅里葉變換 （FFT） 來實現的。計算過程將確定來自身體的信號的頻率分量以及它們與流體速度的關系。一個箱將包含基波發射頻率，而其他箱包含多普勒頻移頻率。4×經常采用過采樣。

3.靜脈和動脈模式 - 它們將多普勒與灰度模式結合使用。首先，將找到靜脈或動脈的圖像 操作員將在其周圍撥入一個小光標窗口。然后多普勒在光標區域內嚙合。發射信號的多普勒頻移將如上所述進行測量。音頻也將與光標圖像一起使用。靜脈血流產生急促的聲音（如瀑布），而脈搏的砰砰聲將表明動脈血流。同時，血液速度將顯示在數字讀數上。竇性心律將在屏幕上顯示為 X-Y 圖。速度和節奏顯示是通過處理來自多普勒頻移的音頻信號獲得的。

整體系統

框圖（圖1）顯示了系統的元件：傳感器、多路復用器、發射器及其波束形成設備、發射/接收（T/R）開關、低噪聲放大器、信號和圖像處理顯示器、音頻、A/D轉換器及其驅動器TGC放大器。在當前技術水平下，機器可以使用多達256個通道（包括256個陶瓷元件，放大器，ADC等）。

圖1.系統框圖

探頭及其傳輸的信號

探頭的每個通道都有一個陶瓷元件（最多 256 個）。元件由壓電陶瓷材料制成，例如鈦酸鋯鉛。

在一些設計中，脈沖每次獲得約100 ns的短發射脈沖（“ping和振鈴”）時，都會以幾個周期的突發振鈴。激勵脈沖幅度約為100 V。脈沖的大小將決定射入患者的能量。

為了盡量減少失真，一些系統會傳輸高斯脈沖。圖2對比了寬帶脈沖在體內反彈后的扭曲頻譜。它的光譜與發射脈沖的光譜幾乎沒有相似之處。畸形脈沖將顯示諧波失真和不需要的雜散偽影。另一方面，對發射的高斯脈沖頻譜的響應看起來與它發出時大致相同，沒有旁瓣。

圖2.波形類型（簡化）：高斯突發、反射平頂脈沖和高斯反射脈沖

激勵脈沖可以是DAC的輸出，信號由數字頻率合成器給出所需的形狀。然后，低振幅脈沖將被放大到所需的幅度（約100 V）。

接收器必須具有寬帶寬，以適應DSP的FFT計算中必須處理的寬范圍復雜頻率。快速邊沿速率增加了對帶寬的需求。

光束控制和聚焦

在雷達的舊時代，碟形或香蕉形天線會旋轉，尋找各個方向的目標。當它慢慢掃過周圍時，磁控管會向天空發射能量脈沖。以光速行進，反射的能量會在天線不同步之前返回接收器。如今，旋轉是由相控陣產生的。波束通過改變天線輻射器之間信號的相位和功率來操縱，波束在天空中掃過，沒有任何移動部件。

這與醫學超聲用于在身體周圍掃描聲能束的方法相同。在傳遞到排列在換能器頭中的壓電元件的能量脈沖之間將有編程的相位和幅度偏移。這將導致沿線進入身體的入射能量束。光束將在身體中來回掃蕩，就像雷達穿過天空一樣。

多路復用器和 T/R 開關

要傳輸的信號必須從功率放大器傳遞到陶瓷，接收的信號必須從陶瓷傳遞到接收器。由于 100V 發射和微伏級接收信號必須通過同一根電纜，因此需要使用 T/R 開關（發送/接收）和多路復用器 （mux） 來控制信號。

接收器波束成形

通過延遲每個通道來聚焦波束，以便來自焦點（或區域）的返回脈沖同時到達處理器（見圖3）。機器將建立操作員設置的重點區域。波束成形目前是用模擬和/或數字技術完成的。機器將調整對焦所需的延遲，以計算掃描線的位置。它將通過使用每個通道聚焦圖像所需的延遲來計算顯示器的相應像素。較新的機器具有多個焦點區域。

圖3.使用可變延遲的光束聚焦

時間增益控制

TGC（時間增益補償）放大器是超聲信號路徑中的關鍵環節。它必須能夠放大ADC從幾微伏到1伏到1伏到100或604伏的信號。該增益將沿每條發射/接收掃描線呈指數級增加。在楔形的近端，增益將非常低。它必須在 48 V 陶瓷激勵脈沖之后立即處理 100V 返回信號。隨著激勵脈沖經過后的時間，增益將被掃到非常高的水平。這必須在保持非常低的噪聲的同時完成，以避免掩蓋來自身體深處的低電平信號。操作員將調整TGC放大器控制以提高圖像質量。本應用中廣泛使用的可變增益放大器AD000具有兩個通道，可接受線性時間掃描，并在1 dB范圍內產生指數級增長的增益（功率比接近<>，<>：<>）。

模數轉換器

ADC輸入端有許多噪聲源，包括身體組織、增益級和電纜噪聲。作為鏈條中的最后一個環節，ADC本身必須具有低噪聲特性。它的噪聲不能與來自其他組件的幸存信號混淆。通過使用更高分辨率的轉換器可以改善量化噪聲。許多超聲系統使用理論量化噪聲為-10.61dB的7位轉換器。較新的機器使用12位轉換器，將理論量化噪聲降低到<73dB。

許多超聲設計人員都擔心頻率接近基波時的諧波失真和偽影。與州警的多普勒雷達不同，多普勒雷達在測量超速本田的速度時處理較大的頻率偏移，超聲系統的多普勒模式測量靜脈或動脈中的血液速度僅產生幾赫茲的偏移。在FFT圖中，靠近基頻尖峰底部的區域必須非常安靜，并且沒有雜散信號，這些信號通常是由ADC或系統時鐘抖動引起的，以免掩蓋這種偏移。轉換器的線性度對多普勒超聲的質量也很重要。

ADC中的低互調失真有助于防止多普勒回波的各種諧波偽影混頻形成混疊或增加以形成大雜散。體內的反射信號可以被認為是多音信號。如果ADC的諧波失真特性較差，則音調將與ADC的諧波相結合，這可能會使低幅度返回信號相形見絀。

許多超聲制造商使用4×過采樣來改善信噪比并降低抗混疊濾波器的復雜性。但是，12 MHz 乳腺 X 線攝影機需要優于 48 MHz 才能容納該系統。過采樣率由信號處理鏈處理數據流的能力決定。

顯示

掃描點后，必須顯示它們 現在考慮機器如何將圖像放置在屏幕上。它將根據手機中一排陶瓷中元素之間的時間延遲來計算目標在屏幕上的位置。它根據信號從每個陶瓷元素返回所需的時間來判斷深度。像素值將從內存中讀取并調制 CRT 跡線。

機器必須計算每個點的位置并添加顏色。也許它會將幾個收到的掃描平均在一起。然后它將在扇形顯示器的頂部開始 CRT 掃描。

諧波成像

為了從更高頻率獲得更高的分辨率，同時改善穿透深度與能級的困境，使用了諧波成像。諧波成像通過處理基波發射脈沖的二次諧波來收集更高的分辨率。諧波是由組織本身或使用注射到組織中的對比劑產生的。該技術將給放大器和ADC施加壓力，通過保持低諧波失真來最大限度地減少額外的諧波。

未來組件要求

對低功率組件的需求持續存在。在醫院的早期，便攜式意味著笨重的機器有大輪子，它可以由醫院病房中的 120 V/15 安培插座供電，而不是放射科的 220-V/30-A 插座。如今，人們對在急救車輛中安裝超聲波并使其真正便攜的興趣日益濃厚。組件設計的趨勢支持這種勢頭。例如，以前的高速10位ADC功耗>400mW。當近距離有 256 個轉換器時，這是很大的功率。相比之下，10位、40 MSPS AD9203的功耗僅為75 mW。

成本比幾年前的水平下降了2至3×以上。這使得使用更高分辨率、更快的ADC變得切實可行，例如低成本、12位65 MHz AD9226。

更多即將推出的內容

隨著時間的流逝，以更少的錢期望更好的圖像是合乎邏輯的。ADC具有更高的分辨率和數據速率，可以實現這一點。當反射圖像到達處理器時，可以制作更多的樣品。

目前正在開發3D成像。使用這些機器，人們可以獲得更好的圖像整體視圖，這可以導致更快，更準確的診斷和更少的不必要的手術。

審核編輯：郭婷