本應用筆記介紹了超聲成像系統。它討論了更小、成本更低、更便攜的成像解決方案的趨勢，同時解釋了保持大型推車系統中的性能和診斷功能所需的條件。概述了超聲系統的系統子功能和電氣組件。本文重點討論傳感器、高壓多路復用、高壓發送器、圖像路徑接收器、數字波束成形器、波束成形數字信號處理和顯示處理。

概述

通過將聲能傳輸到體內并接收和處理返回的反射，相控陣超聲系統可以生成內部器官和結構的圖像，繪制血流和組織運動圖，并提供高度準確的血流速度信息。從歷史上看，實現這些成像系統所需的大量高性能相控陣發射器和接收器導致了基于推車的大型且昂貴的實施。最近，集成的進步使系統設計人員能夠遷移到更小、成本更低、更便攜的成像解決方案，其性能接近這些大型系統。未來的挑戰是繼續推動這些解決方案的集成，同時提高其性能和診斷能力。

傳感器

該系統的一個關鍵部件是超聲換能器。典型的超聲成像系統使用針對特定診斷應用優化的各種換能器。每個換能器由一系列壓電換能器元件組成，這些元件將聚焦的能量傳輸到體內并接收產生的反射。每個元件都通過細同軸電纜連接到超聲系統。典型的換能器有32到512個晶片，工作頻率為1MHz至15MHz。大多數超聲系統提供兩到多達四個可切換的換能器連接器，使臨床醫生能夠輕松地在每種檢查類型的各種換能器之間切換。

高壓多路復用

典型的相控陣超聲系統將有32到256個發射器和接收器。在許多情況下，系統的發射器和接收器將少于可用傳感器元件的數量。在這些情況下，位于傳感器或系統中的高壓開關用作多路復用器，將特定的傳感器元件連接到特定的發射器/接收器（Tx/Rx）對。通過這種方式，系統可以在可用的探頭元件陣列上動態改變有源探頭孔徑。

對這些開關的要求非常嚴格。它們必須處理電壓擺幅高達 200V 的發射脈沖P-P峰值電流高達2A。它們必須快速切換，以快速修改有效光圈的配置并最大化圖像幀速率。最后，它們必須具有最小的電荷注入，以避免雜散傳輸和相關的圖像偽影。

超聲成像系統的功能框圖。

高壓變送器

數字發射波束成形器通常以適當的時序和相位生成必要的數字發射信號，以產生聚焦的發射信號。高性能超聲系統將使用任意波形發生器生成復雜的發射波形，以優化圖像質量。在這些情況下，發射波束形成器以大約8MHz的速率生成數字10位至40位字，以產生所需的發射波形。數模轉換器（DAC）用于將數字波形轉換為模擬信號，然后由線性高壓放大器放大以驅動傳感器元件。這種傳輸技術通常保留給更昂貴和更不便攜的系統，因為它可能非常大、昂貴且耗電。因此，大多數超聲系統不使用這種發射波束成形技術，而是使用多電平高壓脈沖發生器來產生必要的發射信號。在這種高度集成的替代實現中，高壓脈沖發生器將傳感器元件快速切換到適當的可編程高壓電源，以生成發射波形。為了產生簡單的雙極性發射波形，發射脈沖發生器交替地將元件連接到由數字波束成型器控制的正負發射電源電壓。更復雜的實現允許連接到多個電源和接地，以生成具有更好特性的更復雜的多電平波形。

近年來，由于二次諧波成像的普及，高壓脈沖發生器的壓擺率和對稱性要求有所增加。二次諧波成像利用了人體的非線性聲學特性。這些非線性傾向于將fo處的聲能轉換為2f處的能量o.由于各種原因，接收這些二次諧波信號產生了更好的圖像質量，現在被廣泛使用。

有兩種基本方法可用于實現二次諧波成像。在一種稱為標準諧波成像的方法中，盡可能抑制發射信號的二次諧波。因此，接收到的二次諧波完全來自物體的非線性行為。這種工作模式要求發射能量的二次諧波含量至少低于基波50dB。為此，發射脈沖的占空比必須小于完美的0%占空比的±2.50%。另一種方法稱為脈沖反轉，它使用反相發射脈沖沿同一圖像線生成兩個反相接收信號。接收器中這兩個反相接收信號的總和可恢復體內非線性過程產生的諧波信號。在這種脈沖反轉方法中，相加的反相發射脈沖必須盡可能多地抵消。為此，高壓脈沖發生器的上升和下降時間必須非常接近。

圖像路徑接收器

超聲圖像路徑接收器用于檢測彩色流成像和光譜PWD所需的2D和脈沖波多普勒（PWD）信號。接收器包括一個發射/接收開關;低噪聲放大器 （LNA）;可變增益放大器 （VGA）;抗混疊濾波器 （AAF）;和一個模數轉換器 （ADC）。

發射/接收開關

Tx/Rx開關保護LNA免受高壓發射脈沖的影響，并在接收間隔期間將LNA的輸入與發射器隔離。該開關通常使用一組適當偏置的二極管來實現，當出現高壓發射脈沖時，這些二極管會自動打開和關閉。Tx/Rx開關必須具有快速恢復時間，以確保接收器在發射脈沖后立即開啟。這些快速恢復時間對于淺層成像和提供低導通阻抗以確保保持接收器噪聲靈敏度至關重要。

低噪聲放大器 （LNA）

接收器中的LNA必須具有出色的噪聲性能和足夠的增益。在設計合理的接收器中，LNA通常會決定整個接收器的噪聲性能。傳感器元件通過相對較長的同軸傳感器電纜連接到LNA，該電纜在LNA的輸入端端以相對較低的阻抗端接。如果沒有適當的端接，電纜電容與換能器元件的源阻抗相結合，會顯著限制從寬帶換能器接收信號的帶寬。將換能器電纜端接為低阻抗可降低這種濾波效果，并顯著提高圖像質量。不幸的是，這種端接還會降低LNA輸入端的信號電平，因此往往會降低接收器的靈敏度。因此，LNA必須具有有源輸入端接能力，以提供這些條件下所需的必要低輸入阻抗端接和出色的噪聲性能。

可變增益放大器 （VGA）

VGA（有時稱為時間增益控制（TGC）放大器）在整個接收周期內為接收器提供足夠的動態范圍。超聲波信號以每秒約1540米的速度在體內傳播，并以約1.4dB / cm-MHz往返速率衰減。在聲學發射脈沖之后，LNA輸入端接收到的“回波”信號可高達0.5VP-P.該信號迅速衰減到換能器元件的本底熱噪聲。接收此信號所需的動態范圍約為100dB至110dB，遠遠超出實際ADC的范圍。因此，VGA用于將該信號映射到ADC。需要增益約為30dB至40dB的VGA，才能將接收信號映射到本應用中使用的典型12位ADC。增益作為時間的函數斜坡上升（即“時間增益控制”），以實現此動態范圍映射。

超聲接收器的瞬時動態范圍也非常重要;它會影響2D圖像質量以及系統檢測多普勒頻移的能力，從而影響血液或組織運動。在二次諧波成像中尤其如此，其中目標的二次諧波信號可能明顯小于發射基波處的信號。在多普勒模式下也是如此，其中小多普勒信號可以位于來自組織或血管壁的非常大的信號的1kHz或更小的范圍內。因此，寬帶和近載波SNR都是主要關注點，并且通常受到接收器這一階段的限制。

抗鋸齒濾波器 （AAF） 和 ADC

接收鏈中的AAF可防止超出正常最大成像頻率的高頻噪聲和外來信號被ADC混疊回基帶。很多時候，設計中提供了可調節的 AAF。為了避免混疊并保持信號的時域響應，濾波器本身需要衰減超過第一奈奎斯特區的信號。因此，使用巴特沃斯或更高階貝塞爾濾波器。

此應用中使用的ADC通常為12位器件，運行速率為40Msps至60Msps。該轉換器以可接受的成本和功率水平提供必要的瞬時動態范圍。在設計合理的接收器中，該ADC應限制接收器的瞬時SNR。然而，如前所述，性能不佳的VGA的限制多次限制了接收器SNR性能。

數字波束成形器

ADC的輸出信號通常通過高速LVDS串行接口路由到數字接收波束成形器。這種方法降低了 PC 板 （PCB） 的復雜性和接口引腳的數量。波束成形器包含上變頻低通或帶通數字濾波器，可將有效采樣率提高多達 4 倍，從而提高系統的波束成形分辨率。這些上變頻信號存儲在存儲器中并適當延遲，然后由延遲系數計算器求和以產生適當的焦點。在求和之前，使用切趾計算器對信號進行適當的加權或“切趾”。此步驟適當地窗口接收孔徑，以降低接收光束的旁瓣干擾并提高圖像質量。

波束成形數字信號處理

接收、波束成形的數字超聲信號使用各種 DSP 和現成的基于 PC 的計算機解決方案處理用于視覺和音頻輸出。這個過程通常可以分為B模式或2D圖像處理，以及與彩色流圖像生成相關的多普勒處理以及PWD和連續波多普勒（CWD）光譜處理。

B 模式處理

在B模式處理中，RF波束成形數字信號被正確濾波和檢測。檢測到的信號具有極寬的動態范圍，B模式處理器必須將其數字壓縮為可用于顯示器的可見動態范圍。

色流處理

在色流處理中，RF數字波束成形數據通過在發射頻率上使用正交本振（LO）進行數字混合，以將復雜的混頻轉換為I和Q基帶信號。因此，聲學接收線的每個樣本都分配了相關的幅度和相位值。在彩色流處理中，通常沿同一圖像路徑線收集8到16條聲線，以測量多普勒頻移。來自移動血流或沿該圖像路徑移動組織的反射將產生多普勒頻移，從而改變發生該頻移的基帶I / Q樣本的相位。顏色處理器確定 8 到 16 行上沿該圖像路徑的每個點的平均相移與時間的關系;處理器還會分配一種顏色來表示該平均速度。通過這種方式，可以制作血液或組織運動的二維顏色表示。

光譜多普勒

在頻譜處理中，波束成形數字信號經過數字濾波，在發射頻率處使用正交本振（LO）混頻到基帶，然后在發射脈沖重復頻率（PRF）下采樣。使用復雜、快速的傅里葉變換（FFT）生成表示信號速度含量的輸出頻譜。計算并壓縮FFT輸出每個箱的信號幅度，以優化可用的可見顯示動態范圍。信號幅度最終在超聲顯示器上顯示與時間的關系。

使用CWD，信號的處理方式大致相同。除了處理這些信號以進行顯示外，頻譜處理器還生成表示正負速度的左右立體聲音頻信號。DAC轉換這些信號，用于驅動外部揚聲器和耳機。

顯示處理

顯示處理器執行必要的計算，將來自 B 模式或顏色流處理器的極坐標聲學圖像數據映射到矩形坐標位圖圖像，以避免圖像偽影。這種處理通常稱為 R-θ 轉換。顯示處理器還執行其他空間圖像增強濾波功能。

連續波多普勒 （CWD）

CWD是大多數心臟和通用超聲成像系統中可用的一種方式，它用于準確測量通常在心臟中發現的高速血流。在CWD模式下，可用的超聲換能器元件圍繞換能器孔徑的中心分成相等的兩半。一半的元件用作發射器以產生聚焦的聲學CWD發射光束;另一半元件用作接收器以產生聚焦的接收光束。施加到發射元件的信號是目標多普勒頻率的方波，通常為1MHz至7.5MHz。需要將發射抖動降至最低，以避免產生可能對多普勒相移檢測產生不利影響的相位噪聲。通過正確定相施加到發射元件的信號來聚焦發射光束。以類似的方式，CWD接收信號通過對來自每個接收元件的信號進行定相和求和來聚焦。由于在這種模式下發射器與接收器同時開啟，因此感興趣的多普勒信號通常與非常大的接收信號相距幾千赫茲，該接收信號由發射基波處靜止組織的反射產生。處理這種大信號所需的動態范圍遠遠超出了鏡像接收路徑中VGA、AAF和12位ADC的范圍。因此，需要一種用于CWD的替代高動態接收解決方案。

CWD接收器通常以兩種方式之一實現。在一種方法中，高性能超聲系統通常在LNA輸出端提取接收到的CWD信號。然后使用LO頻率等于發射頻率的復數混頻器對信號進行波束成形，并將其混頻到基帶進行處理。I/Q LO的相位可以逐通道調整，以改變接收到的CWD信號的相位。這些混頻器的輸出由ADC求和、帶通濾波和轉換。產生的基帶波束成形信號在音頻范圍（100Hz至50kHz）內。音頻ADC用于對I和Q CWD信號進行數字化處理。這些ADC需要較大的動態范圍來處理來自移動組織的大低頻多普勒信號和來自血液的較小信號。

接收CWD信號的另一種方法使用延遲塊，通常用于低成本系統。在此實現中，再次在LNA的輸出端提取信號并將其轉換為電流信號。交叉點開關將相位相似的通道相加為 8 到 16 個獨立的輸出信號，由接收波束成型器確定。延遲塊用于延遲并將這些信號匯總為RF頻率的單個波束成形信號。然后使用在發射頻率處具有LO的I/Q混頻器將該信號混頻到基帶。所得基帶音頻信號被濾波并轉換為數字表示。

審核編輯：郭婷