浅谈超声系统在医学领域的应用的原理

高性能超声成像系统广泛应用于各种医学场景。在过去十年中，超声系统中的分立电路已经被高度集成的芯片（IC）所取代。先进的半导体技术不断推动系统性能优化及尺寸小型化。这些变革都得益于各类芯片技术，如专用低噪声放大器、多通道低功耗ADC、集成高压发射、优化的硅工艺和多芯片模块封装。随着芯片功耗和尺寸减小至原来的 20%。

此外，得益于低功耗、高性能硅工艺的发展，部分波束合成预处理模块已经集成于通用的模拟或混合信号芯片而非专用的数字处理器。同时，先进的高速串行或是无线接口大大降低了系统布局复杂度，并且能够将尽可能多的 RF 数据转移到系统集成芯片（SOC）、CPU 或 GPU。当前超声技术的应用也从特定的放射学诊断扩展到各类便携式应用，床旁实时监测以及医疗现场就地检查等各个领域。

本应用指南综述了超声系统的架构和原理，分析了系统设计的注意事项，综述了应用于超声芯片的先进技术，最后讲解了医学超声芯片的模拟参数。  

1. 医学超声成像

超声波是一种频率高于 20KHz 的声波。医学超声成像系统常采用 1 MHz 至 20 MHz 的频率，可达到亚毫米级分辨率。第一台商用超声成像系统诞生于 20 世纪 70 年代，可提供实时的 2D 亮度或灰度图像。如今，超声成像凭借安全性、成本效益和实时方面的优势，已经成为重要的医学成像技术。医学超声系统能够有效地监测婴儿发育，也可用于诊断心脏、肝脏、胆囊、脾脏、胰腺、肾脏、膀胱等内脏器官的疾病。 

典型的超声系统包括压电换能器、电子电路、图像显示单元和 DICOM（医学数字成像和通信）兼容软件。典型超声系统的简化框图如下所示。 

图 1. 典型超声系统的简化框图

2. 声波产生和传播的原理

超声换能器是超声系统的关键组成部分，由压电元件、连接器和支撑结构组成。压电效应是指某种材料的物理尺寸随施加的电场而变化的现象，反之亦然。如下所示，超声应用中的大多数换能器是双共模式。换能器在发射相（模式）期间将电能转换成机械能。产生的机械波向介质传播，若介质不均匀则会反射。在接收模式中，接收反射的机械波形并由换能器转换成电信号。 

图 2. 换能器振动、声波传播和反射

在换能器被电子激励之后，会产生声波并在介质中传播。在医学超声中，FDA（食品药品管理局）要求所有成像系统满足瞬时、峰值和平均强度的限制。

我们通常将换能器灵敏度或换能器插入损耗（IL）定义为接收（Rx）和发射（Tx）信号幅度之间的比率，如下所示：

换能器频率由压电材料 L 的厚度和材料中的声速 cm 决定： 

如前所述，常用的频率范围为 1MHz 至 20MHz。基于上述方程式，较高频率的换能器需要较薄的材料。因此，构建极高频的换能器具有一定的挑战性。

换能器频率响应或带宽是另一个关键参数。作为一般规则，若换能器被脉冲信号（即短尖峰）激励，则接收回波的持续时间决定了换能器的带宽。具有极快响应（即短回波）的换能器是宽带换能器，反之亦然。在大多数应用中通常优选更宽的带宽。在相同的换能器频率下，宽带换能器可实现更好的轴向分辨率，因为回波长度决定了超声系统的轴向分辨率。与此同时，宽带换能器适用于谐波成像，在该成像模式下超声能量以基频发射，而图像由接收到回波的二次谐波来重建。如没有宽带宽换能器的情况下，换能器灵敏度在其谐波频率点 2f0 处显著下降。因此许多换能器研究人员不断探索新材料、新架构和新制造工艺以进一步改善换能器性能。

在超声成像的早期阶段，用于超声系统的多通道电子电路既昂贵又不成熟。由电机驱动通过机械扫描方式成像单阵元换能器被广泛用于获得二维（2D）图像。由于机械结构的速度和精度限制，早期系统无法实现高帧率或高精度成像。如今，成熟的阵列换能器和多通道电子技术可支持 64 到 512 个阵元的换能器。以电子扫描为基础可获得高达> 100 帧 / 秒的图像。为实现电子扫描，波束合成技术应用于聚焦换能器的声束。波束合成的细节将在下一节中讨论。与光学成像系统类似，超声系统可在聚焦焦点处实现最佳空间分辨率。根据应用，一维（1D）阵列换能器包括线性阵列、弯曲线性阵列和相位阵列。这些换能器之间的主要区别在于光束成形结构、成像范围和图像分辨率。此外，由超过 2000 个元件组成的最新 2D 阵列换能器可支持实时三维（3D）成像。下图所示为单阵元换能器、1D 阵列换能器和 2D 阵列换能器。 

图 3. 典型的换能器。（A）单元件换能器 ；b）1D 阵列换能器；（c）2D 阵列换能器（由 USC、Vermon 和 Philips 提供）。

3. 换能器指标与图像质量

和任何成像系统类似，图像质量是医学超声成像中的重要标准。诸如空间分辨率和成像穿透等共同参数主要通过换能器指标和声波传播理论来决定。超声图像的纵向和横向分辨率与介质中的声波波长成线性关系： 

方程式中，c 是介质中的声速，Zf 是焦距，2r 是换能器孔径或直径。当换能器被脉冲信号激励时，τ-6dB 为接收回波的 -6dB 脉冲宽度的持续时间。 τ-6dB 也与波长λ成线性关系。对于宽带阵列换能器，我们可分别比较 5MHz 和 12MHz 的横向分辨率，其工作频率为 5MHz 至 14MHz。成像深度为 5 厘米。在两种情况下，64 个换能器阵元形成有效孔径。元件之间的间距为 0.3mm。介质中的声速为 1540m/s。有效孔径尺寸为 19.2mm。根据超声系统的信号链设计注意事项的公式，对于 5MHz 和 12MHz 的声波，λ分别为 0.31mm 和 0.13mm。根据上述方程式，横向分辨率分别在 5MHz 时为 0.8mm，在 12MHz 时为 0.33mm。因此，更高频率的应用实现更佳的分辨率。

实际上，仅通过增加换能器频率来改善图像质量并非完全可行。一方面，更高频率的换能器需要更薄的压电材料，这需要更精密的制造技术，且成本更高。另一方面，如后面章节所示，较高频率的声波在生物组织中容易衰减。 

当介质不均匀时，声波的部分能量可在两个介质的边界处反射。未反射的声波继续传播，直到它在下一个边界被反射，或完全衰减。反射和透射系数由这两种介质的声阻抗（Z=ρc）的差异决定。方程式中，ρ和 c 分别是介质的密度和声速，假设波传播方向垂直于边界。 

表 1 所示为所选生物组织、水和空气的特性。在两个声阻抗极其不同的情况下会出现强反射信号。骨骼密度高，声速快；因此它总是超声图像中的强反射组织器。另一方面，血液和肝脏的声阻抗相似，因此这两种组织之间的反射很弱。只有高灵敏度的换能器才能拾取微弱的信号。如表 1 所示，信号在传播过程中会衰减。累积衰减随着传播距离的增加而增加。以方程式 7 计算衰减，其中系数 2 体现了声波双向传播。 

在超声波探查体内组织的典型应用中，来自人体表面的回波与来自内部器官的回波之间的动态范围很容易超过 100dB。我们可假设平均衰减系数为 0.7dB/MHz×cm 和 7.5MHz 换能器。在 10cm 的深度处，基于方程式 7，即 7.5×0.7×10×2dB，计算所得 105dB 的衰减。假设表面回波为 1Vpp，体内器官回波的幅度为100dB 动态范围和 20Hz~>GHz 工作频率，每个小的改进都需要在晶体管级、芯片级、电路板级和系统级上进行大量的研发工作。与大多数混合信号系统类似，良好的模拟输出始终是后续信号处理和图像质量改进的基础。低功耗、低噪声和紧凑的尺寸是超声前端电子设计的首要考虑事项。 

波束合成器

波束合成器包括发射和接收波束合成器来实现电子聚焦和控制多阵元换能器的声束。，如下图所示从一个换能器阵元到目标的距离与从另一个阵元到目标的距离不同；因此在发送相，针对每个阵元适当地延迟发送的信号，以使得发射器信号同时到达目标并在目标处产生最高声强，也就是获取最强回波。在接收阶段，通过对接收到的回波应用适当的延迟，以实现线性叠加来自多个换能器阵元的回波，以实现最高灵敏度。 

图 10. 用于在（a）发射相和（b）接收相中聚焦声束的换能器波束合成器

由于发射电路主要是数字型，因此发射延迟实现是通过现场可编程门阵列（FPGA）或数字信号处理器（DSP）等高速计数器完成的。由于接收信号的复杂性，接收波束合成器显然需要更多的算法优化得以实现。早期基于分立晶体管电子电路信号处理能力有限。因此，接收器波束合成波束合成器以基于电感电容组合的模拟延迟线来实现。在 20 世纪 80 年代，接收器波束合成器开始使用多通道模数转化芯片和数字波束合成技术。 

图 11. 数字波束合成器图解

在目前的主流超声系统中，接收波束合成器一般都是数字型的。数字波束合成器通常在具有极高的计算能力的 FPGA、DSP、PC 或 GPU（图形处理单元）中实现。如前所述，较大的换能器孔径可实现更佳的分辨率。因此，在高端超声系统中，256 个换能器元件形成一个聚焦光束，以获得精细分辨率图像。因此高端波束合成器所需的计算能力相当复杂。

生物组织在形状、密度、声速等方面存在异质性。实时延迟计算和校准会基于所涉组织的声学特性和形状。由于波束合成器设计的重要性和复杂性，大多数超声波公司都有自己的 IP。在不影响波束形成性能的情况下，简化波束形成器设计仍然是一个热门话题。相信正在研发新的波束合成器架构将广泛用于未来的超声系统。 

数字信号处理

超声信号需要大量的信号处理，以便从原始超声数据中提取各成像模式所需的信息。主要处理模块包括 B 模式图像重建、基于快速傅里叶变换的多普勒频谱信息提取、基于自相关和互相关的彩色多普勒计算、超声图像扫描坐标转换（2D 超声坐标到笛卡尔坐标）、图像增强等。目前，商用处理器，如现场可编程门阵列（FPGA），数字信号处理器（DSP），被广泛使用，。FPGA 使系统设计人员能够对内部逻辑门进行硬连线，并优化其算法的效率。另一方面，DSP 为系统设计人员提供预定义的标准计算模块，可实时更改和优化他们的算法。换言之，FPGA 以硬件效率取胜，而 DSP 以软件灵活性得宠。新的信号处理器，如 PC 和 GPU；它们的计算能力高于 FPGA 和 DSP，而软件开发成本则大大低于 FPGA 和 DSP 然而，由于 PC 和 GPU 的高功耗，它们并不一定适合低功耗便携式系统。 

6. 模拟前端芯片设计中的工艺选择

在任何 AFE 设计之前，半导体工艺选择始终是基于设计目标的首要关键考虑注意事项。CMOS 和 BiCMOS 工艺是超声模拟前端设计中最常用的工艺。它们中的每一个都有其自身优点，且适用于相应的电路块。

BiCMOS（双极 CMOS）工艺目前比纯双极工艺更受欢迎，因为它包含用于模拟设计的高性能双极晶体管和用于数字设计的 CMOS 元件。双极晶体管适用于低噪声放大器设计，具有超低 1/f 噪声、宽带宽和良好的功耗 / 噪声效率。双极性工艺还降低了电路电容，以获得良好的总谐波失真。因此，基于双极或 BiCMOS 工艺的放大器可在比基于 CMOS 工艺的放大器小得多的区域和更低的功耗下实现相同的性能。

德州仪器的 0.35um BiCMOS 工艺用于研究双极和 CMOS 器件之间放大器设计的性能影响。下图（a）表明，基于双极晶体管的放大器在相同的偏置电流下可实现更低的噪声；它还说明双极晶体管具有超低 1/f 噪声特性，这对于具有调制和解调电路的多普勒应用至关重要；（b）与类似的 CMOS 设计相比，双极设计显著减小了面积。当然，由于半导体工艺的特征尺寸减小，在 0.35um BiCMOS 工艺和