在發(fā)送（Tx）側(cè)，Tx波束形成器確定設(shè)置所需的延遲模式和脈沖序列。傳輸焦點(diǎn)。然后，通過驅(qū)動(dòng)換能器的高壓發(fā)射放大器放大波束形成器的輸出。這些放大器可以由數(shù)模轉(zhuǎn)換器（DAC）控制，以對(duì)發(fā)射脈沖進(jìn)行整形，以便更好地將能量傳遞到換能器元件。通常，使用多個(gè)發(fā)射聚焦區(qū)域（區(qū)域） - 即，通過將發(fā)射能量聚焦在身體中逐漸更深的點(diǎn)處來加深要成像的場(chǎng)。多個(gè)區(qū)域的主要原因是，對(duì)于身體較深的點(diǎn)，發(fā)射能量需要更大，因?yàn)樾盘?hào)在進(jìn)入體內(nèi)時(shí)會(huì)衰減（并且當(dāng)它返回時(shí)）。

On在接收（Rx）側(cè)，有一個(gè)T / R開關(guān)，通常是一個(gè)二極管橋，它阻止高壓Tx脈沖。接下來是低噪聲放大器（LNA）和一個(gè)或多個(gè)可變?cè)鲆娣糯笃鳎╒GA），它們實(shí)現(xiàn)時(shí)間增益補(bǔ)償（TGC），有時(shí)還有變跡（空間“窗口”以減少波束中的旁瓣）功能。時(shí)間增益控制 - 為身體較深處的信號(hào)提供增加的增益（因此隨后到達(dá)） - 受操作員控制并用于保持圖像均勻性。

放大后，執(zhí)行波束成形，以模擬（ABF）或數(shù)字（DBF）形式實(shí)現(xiàn)。除了連續(xù)波（CW）多普勒處理之外，它在現(xiàn)代系統(tǒng)中主要是數(shù)字的，其動(dòng)態(tài)范圍仍然太大而不能通過與圖像相同的通道進(jìn)行處理。最后，處理Rx光束以顯示灰度圖像，2-D圖像上的彩色流疊加和/或多普勒輸出。

超聲系統(tǒng)挑戰(zhàn)

要充分了解超聲波的挑戰(zhàn)及其對(duì)前端組件的影響，重要的是要記住這種成像模式正在努力實(shí)現(xiàn)的目標(biāo)。首先，它應(yīng)該準(zhǔn)確地表示人體的內(nèi)部器官，其次，通過多普勒信號(hào)處理，它確定體內(nèi)的運(yùn)動(dòng)（例如，血流）。根據(jù)這些信息，醫(yī)生可以對(duì)心臟瓣膜或血管的正確功能做出結(jié)論。

采集模式

有三種主要的超聲波采集模式：B模式（灰色） - 成像; 2D）; F模式（彩色血流或多普勒成像;血流）;和D模式（頻譜多普勒）。 B模式創(chuàng)造了傳統(tǒng)的灰度圖像; F模式是B模式顯示器上的彩色覆蓋圖，顯示血流量; D模式是多普勒顯示，可能顯示血流速度及其頻率。 （還有一個(gè)M模式，它顯示一個(gè)B模式時(shí)間線。）

醫(yī)療超聲的工作頻率在1 MHz至40 MHz范圍內(nèi)，外部成像機(jī)通常使用1 MHz至15 MHz的頻率，而靜脈心血管機(jī)使用的頻率高達(dá)40 MHz。原則上更高的頻率是更理想的，因?yàn)樗鼈兲峁└叩姆直媛?- 但是組織衰減限制了對(duì)于給定的穿透距離可以有多高的頻率。然而，由于信號(hào)經(jīng)歷約1dB / cm / MHz的衰減，因此不能任意增加超聲頻率以獲得更精細(xì)的分辨率。即，對(duì)于10-MHz超聲信號(hào)和5cm的穿透深度，往返信號(hào)已經(jīng)衰減5 3 2 3 10 = 100 dB！要在任何位置處理大約60 dB的瞬時(shí)動(dòng)態(tài)范圍，所需的動(dòng)態(tài)范圍將為160 dB（電壓動(dòng)態(tài)范圍為1億到1）！這種幅度的動(dòng)態(tài)范圍不能直接實(shí)現(xiàn);因此，必須支付高度復(fù)雜系統(tǒng)的成本并在前端進(jìn)行權(quán)衡 - 無論是穿透深度（由于允許的最大發(fā)射功率而受到安全規(guī)定的限制）還是圖像分辨率（使用較低的超聲頻率）。 / p>

接收信號(hào)的大動(dòng)態(tài)范圍是最嚴(yán)峻的挑戰(zhàn)。前端電路必須同時(shí)具有非常低的噪聲和大信號(hào)處理能力 - 對(duì)于在通信需求方面經(jīng)驗(yàn)豐富的任何人來說都是熟悉的。電纜不匹配和損耗直接增加了系統(tǒng)的噪聲系數(shù)。例如，如果特定頻率的電纜損耗為2 dB，則NF降低2 dB。這意味著電纜之后的第一個(gè)放大器必須具有比無損電纜所需的噪聲系數(shù)低2 dB的噪聲系數(shù)。解決此問題的一種可能方法是將放大器置于換能器手柄中。但是，存在嚴(yán)重的尺寸和功率限制;此外，對(duì)高壓發(fā)射脈沖的保護(hù)需要使這種解決方案難以實(shí)現(xiàn)。

另一個(gè)挑戰(zhàn)是換能器元件和主體之間的聲阻抗不匹配。聲阻抗不匹配需要匹配層（類似于電阻抗匹配RF電路）以有效地傳輸能量。這通常包括在手柄中的換能器元件前面的幾個(gè)匹配層，接著是透鏡，然后是耦合凝膠。凝膠與身體建立了良好的聲學(xué)接觸 - 因?yàn)榭諝馐且环N非常好的聲學(xué)反射器。

接收電路的另一個(gè)重要問題是快速過載恢復(fù)。盡管T / R開關(guān)應(yīng)該保護(hù)接收器免受大脈沖的影響，但這些脈沖中的一小部分泄漏到開關(guān)上足以使前端電路過載。較差的過載恢復(fù)會(huì)使接收器“失明”直至其恢復(fù)，直接影響皮膚表面的接近程度。

如何生成超聲圖像-B模式

圖2顯示了如何生成不同的掃描圖像。在所有四次掃描中，具有由矩形限定的掃描線的圖片是圖像的實(shí)際表示，如將在顯示監(jiān)視器上看到的。這里示出了單個(gè)換能器的機(jī)械運(yùn)動(dòng)（在箭頭所示的方向上）以便于理解圖像生成;但是沒有機(jī)械運(yùn)動(dòng)的線性陣列可以產(chǎn)生相同類型的圖像。在線性掃描的例子中，換能器元件在水平方向上移動(dòng);對(duì)于每條掃描線（圖像中顯示的線），發(fā)送Tx脈沖并記錄來自不同深度的反射信號(hào)并進(jìn)行掃描轉(zhuǎn)換以顯示在視頻顯示器上。在圖像采集期間如何移動(dòng)單個(gè)換能器確定圖像的形狀。這直接轉(zhuǎn)換為線性陣列換能器的形狀，即，對(duì)于線性掃描，陣列將是直的，而對(duì)于弧掃描，陣列將是凹的。

步驟從機(jī)械單換能器系統(tǒng)到電子系統(tǒng)所需要的也可以通過檢查圖2中的線性掃描來輕松解釋。如果單個(gè)換能器元件被分成許多小塊，那么如果一次激勵(lì)一個(gè)元件并且記錄來自身體的反射，一個(gè)也獲得如圖所示的矩形圖像，現(xiàn)在只需要移動(dòng)換能器元件。由此可以看出，弧掃描可以由具有凹形的線性陣列構(gòu)成;扇形掃描將由具有凸形的線性陣列組成。

盡管上面的例子解釋了B模式超聲圖像生成的基礎(chǔ)知識(shí)，但在現(xiàn)代系統(tǒng)中，一次使用多個(gè)元素來生成掃描線，因?yàn)樗试S改變系統(tǒng)的孔徑。改變光圈就像改變光學(xué)中焦點(diǎn)的位置一樣 - 它有助于創(chuàng)建更清晰的圖像。圖3顯示了如何對(duì)線性陣列和相控陣進(jìn)行此操作;主要區(qū)別在于，在相控陣中，所有元素同時(shí)使用，而在線性陣列中，僅使用總陣列元素的子集。使用較少數(shù)量的元件具有節(jié)省電子硬件的優(yōu)點(diǎn);但它增加了對(duì)給定視野進(jìn)行成像的時(shí)間。相控陣是不同的;因?yàn)樗酿W餅形狀，非常小的換能器可以在遠(yuǎn)場(chǎng)中成像大面積。這就是為什么相控陣換能器是心臟成像等應(yīng)用中的首選換能器，其中必須處理肋骨之間的小空間，通過這些空間需要對(duì)更大的心臟進(jìn)行成像。

陣列中的激勵(lì)沿掃描線引導(dǎo)，由一組旨在同時(shí)到達(dá)焦點(diǎn)的脈沖的延遲分布確定。脈沖（圖3）由陣列上方垂直時(shí)間線上的“波浪形”（陰影顏色）表示 - 隨著時(shí)間從陣列表面垂直增加。圖3中的線性階梯式陣列將向一組元件（孔徑）提供成形激勵(lì)，然后通過添加前導(dǎo)元件并使尾部元件掉落來使孔徑步進(jìn)。在每個(gè)步驟中，通過脈沖的同時(shí)到達(dá)形成一條掃描線（光束）。在相控陣中，所有傳感器同時(shí)處于活動(dòng)狀態(tài)。在所示的示例中，黑暗線是掃描線，用于對(duì)由代表性脈沖圖形產(chǎn)生的反射數(shù)據(jù)進(jìn)行成像。

模擬與數(shù)字波束成形

模擬波束成形（ABF）和數(shù)字在波束成形（DBF）超聲系統(tǒng)中，為每個(gè)信道存儲(chǔ)從特定焦點(diǎn)沿波束反射的接收脈沖，然后在時(shí)間上對(duì)齊，并且相干求和 - 這提供空間處理增益，因?yàn)樾诺赖脑肼暿遣幌嚓P(guān)的。圖像可以形成一系列模擬電平，用模擬延遲線延遲，求和，并在求和（ABF）后轉(zhuǎn)換成數(shù)字 - 或者通過采樣盡可能接近換能器元件的模擬電平進(jìn)行數(shù)字處理，將它們存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器（FIFO），然后以數(shù)字方式對(duì)它們求和（DBF）。

圖4和5顯示了ABF和DBF系統(tǒng)的基本相應(yīng)框圖。兩種類型的系統(tǒng)都需要完美的通道到通道匹配。請(qǐng)注意，兩種實(shí)現(xiàn)都需要可變?cè)鲆娣糯笃鳎╒GA），并且將繼續(xù)處于數(shù)字情況，直到具有足夠大動(dòng)態(tài)范圍的ADC以合理的成本和足夠低的功率提供。請(qǐng)注意，ABF成像系統(tǒng)只需要一個(gè)非常高分辨率和高速的ADC，但DBF系統(tǒng)需要許多高速，高分辨率的ADC。有時(shí)在ABF系統(tǒng)中使用對(duì)數(shù)放大器來壓縮ADC之前的動(dòng)態(tài)范圍。

動(dòng)態(tài)范圍

在前端電路中， LNA的本底噪聲決定了接收信號(hào)的微弱程度。但同時(shí) - 特別是在CW多普勒信號(hào)處理期間 - LNA還必須能夠處理非常大的信號(hào)。因此，最大化LNA的動(dòng)態(tài)范圍至關(guān)重要（通常，由于噪聲限制，不可能在LNA之前實(shí)現(xiàn)任何濾波）。注意，這些相同的條件適用于任何接收器通信應(yīng)用，最靠近天線的電路也不具有大量濾波的優(yōu)點(diǎn);因此，它需要應(yīng)對(duì)最大的動(dòng)態(tài)范圍。

CW多普勒在超聲系統(tǒng)中具有所有信號(hào)的最大動(dòng)態(tài)范圍 - 在CW期間，正弦波連續(xù)傳輸一半的換能器陣列，而另一半正在接收。 Tx信號(hào)很有可能泄漏到Rx側(cè);并且還有來自靠近表面的靜止身體部位的強(qiáng)烈反射。這往往會(huì)干擾檢查身體深處靜脈中的血流，伴隨著非常微弱的多普勒信號(hào)。

在目前的技術(shù)水平下，CW多普勒信號(hào)不能通過數(shù)字波束形成（DBF）系統(tǒng)中的主成像（B模式）和PW多普勒（F模式）路徑來處理;因此，圖1中的CW多普勒處理表示模擬波束形成器（ABF）.ABF具有更大的動(dòng)態(tài)范圍。當(dāng)然，DBF超聲中的“圣杯”是通過DBF鏈處理的所有模式（實(shí)際成本），并且有很多關(guān)于如何到達(dá)那里的研究。

功率

由于超聲波系統(tǒng)需要多個(gè)通道，所有前端組件的功耗 - 從T / R開關(guān)，通過LNA，VGA和ADC，到波束形成器的數(shù)字電路 - 非常關(guān)鍵規(guī)范。如上所述，總是需要增加前端動(dòng)態(tài)范圍，以便最終將所有超聲模式集成到一個(gè)波束形成器中 - 這種趨勢(shì)將導(dǎo)致增加系統(tǒng)中的功率。然而，相應(yīng)地需要使超聲系統(tǒng)永遠(yuǎn)更小 - 具有降低功率的趨勢(shì)。數(shù)字電路中的功率通常隨電源電壓而降低;但對(duì)于模擬和混合信號(hào)電路來說，這不一定是正確的。此外，考慮到降低的模擬“凈空”傾向于降低動(dòng)態(tài)范圍這一事實(shí)，電源電壓可以達(dá)到的極低程度將會(huì)受到限制，并且仍能達(dá)到所需的動(dòng)態(tài)范圍。

結(jié)論

我們?cè)噲D通過首先解釋這種系統(tǒng)的基本操作，然后指出需要哪些特定的性能參數(shù)來確保最佳系統(tǒng)操作來向這里展示超聲前端IC所需的權(quán)衡。本文的更完整版本 1 可用于提供其他詳細(xì)信息。

1 Brunner，Eberhard，“超聲系統(tǒng)注意事項(xiàng)及其對(duì)前端組件的影響”，ADI公司，2002年。