引言
由于其安全性、低成本和實時性能，超聲波成像堪稱是一種重要的醫療成像方法。傳統的超聲波成像系統使用 2～15MHz 的頻率，精度可精確到毫米。它們被廣泛地運用于對胎兒進行監測，以 及對諸如心臟、肝臟、膽囊、脾臟、胰臟、腎臟以及膀胱等人體內部器官的疾病進行診斷。由于超聲波系統的大通道數量和大信號處理要求，傳統的控制臺型超聲波系統在過去的 20 多年里主導了 醫療超聲波應用。老年人口、日益增長的醫療保健成本和新興經濟的需求導致了對創新型醫療解決方案需求的急劇增長。
具有更高性能以及更低價格的成熟的半導體技術（例如：數字信號處理器 (DSP)）不但大大地推動了醫療成像設備的發展，而且還促進了醫療超聲波成像系統的小型化。另外，縮小系統尺寸并 不意味著性能的降低。小型化的超聲波系統（即便攜式超聲波系統）可以實現和傳統控制臺型超聲波系統一樣的性能。目前的便攜式超聲波系統可提供較好的成像質量，以幫助醫生們進行準確、及時的診斷。因此，便攜式系統在諸如及時創傷診斷和急診及治療等應用中發揮著越來越重要的作用。由于越來越多的超聲波設備廠商致力于開發便攜式超聲波系統，因而只有那些能夠更為迅 速地推出產品的廠商才能獲得更多的市場份額。
超聲波模擬前端 (AFE) 和小尺寸、高性能 DSP 都是超聲波設備廠商所需要的。更為重要是，超聲波設備廠商們正迫切需要一種可以和各種系統共享的設計，以最短化它們的開發周期時間并 加速產品上市進程。
超聲波系統結構
超聲波系統因其功能和性能不同而各異。例如，3D、4D 和諧波成像模式通常被用于高端系統，而只有 2D B-模式成像和頻譜多普勒可能被用于一些低端系統。功能差異主要取決于數字后端。高 端超聲波系統要求更多和更快的計算能力，其需要具有接近實時信號處理的高端 DSP。很明顯，在高端便攜式系統之間實現共享信號處理單元是非常困難的。但是，在不考慮不同性能要求的情況 下，超聲波系統通常擁有相似的接收通道架構。
如圖 1 所示，超聲波系統的接收模擬前端由一些通用模塊組成，如：低噪聲放大器 (LNA)、時間增益控制 (TGC) 放大器、電壓控制放大器 (VCA)、可編程增益放大器 (PGA)、低通濾波器以及模數 轉換器 (ADC)。無論是哪種情況，AFE 的性能都會極大地影響整個系統的性能。因此，只要有能夠在一個引腳對引腳兼容的封裝中滿足不同性能要求的 AFE 產品，那么 AFE 設計就可以被標準化 并在各種系統中得到重復使用。這種標準化可以在中低端系統很容易地得到實現，這些系統中不需要特別的模擬信號調節。
圖 1 超聲波系統結構圖
但是，目前大多數的 AFE 產品都無法滿足超聲波廠商的這種需求。因此，我們必須選擇一些單獨的芯片來滿足袖珍式和控制臺式系統的不同性能要求。例如，雖然可以容忍控制臺式系統的高 功耗，但是必須要實現更低的噪聲，反之亦然，從而必須進行重新設計。
現在，市場上出現了一些新型的 AFE 器件，例如：TI 推出的 AFE5805，其允許超聲波廠商標準 AFE 設計。這些具有相同外引腳的器件主要用于從便攜式到控制臺式的各種超聲波系統。引腳對 引腳兼容意味著，超聲波設備廠商不但可以設計出創新的產品，同時能夠極大地節約成本并加速產品上市進程。
模擬前端特性與系統性能
設計超聲波系統是一項復雜的工作，且 AFE 的每一種特性都能影響到整個系統的性能。針對每一種系統類別平衡各種參數的能力無疑是一種藝術。
就便攜式超聲波系統而言，功耗是一個至關重要的考慮因素。低功耗就是說利用有限的電池電源可獲得更長的工作時間。雖然這些性能的降低通常是在便攜式（低端）系統可接受的范圍內，但 是其會影響到其他參數，如：輸入信號范圍、輸入等效噪聲、諧波失真等。
除了功耗以外，AFE 噪聲是超聲波系統設計人員需要考慮的第二個問題。來自超聲波變送器接收信號的振幅可能會為介于 10uVPP 到 1VPP [1] 不等。能夠被探測到的信號越小，系統的靈敏度 就越高。輸入等效電流和輸入等效電壓噪聲都會影響系統靈敏度。通常，我們為高端到低端的系統選擇 0.7 nV/rt(Hz)~1.5 nV/rt(Hz) (RTI)的噪聲參數。經在現實系統中證實，這些噪聲參數足以產生高 質量的圖像。鑒于輸入等效電流噪聲以及來自發送/接收 (T/R) 開關的噪聲，我們甚至可以使用一個更低噪聲的放大器，但是我們不會看到最終超聲波圖像的質量有較大提高。除了輸入等效電壓噪 聲以外，閃爍噪聲（即 1/f 噪聲）也是成像應用中一個非常重要的考慮因素。在存在混頻的連續波 (CW) 模式中，低頻噪聲頻譜移至載波頻率，從而降低了相關頻率時的信噪比 (SNR)。由于其寬泛的 工作頻率，我們將首選具有白噪聲性能的放大器。
在一些超聲波應用中，增益控制范圍在獲得圖像的動態范圍中發揮了重要的作用。當 VCA 擁有一個更高的增益控制范圍時，最終圖像就擁有一個更寬的動態范圍，從而實現更佳的圖像質量。 結合 ADC 的 SNR，該系統的動態范圍可以由下式計算得出：
動態范圍=SNR+增益控制范圍 （公式 1）
例如，一個包含了 12-位、70dB SNR 和 40dB 增益控制范圍 VCA 的系統可以獲得 110dB 的動態范圍。換句話就是說，鑒于人體中 0.7dB/cmMHz 的衰減系數、10cm 的成像深度以及 7.5MHz 的傳 感器，所以 105dB 的動態范圍的計算公式為 10*2*0.7*7.5。在現有超聲波系統中，10~15MHz 的探針常常被用于對身體的較小部位進行成像。因此，我們通常會需要 100dB 以上的動態范圍。從系統 設計的角度來看，一個具有較大增益控制范圍的 AFE 是首選的解決方案。另外，一個具有更高總體增益的 AFE 是探測小信號和對由其他電路引起的插入損耗（例如：無源高階濾波器的插入損耗） 進行補償的一種附加需要。
放大器飽和與過載恢復也是重要的系統參數。對這兩種參數一起評估和測定要比單個進行更有價值。基本上來說，一個放大器的理想輸入信號范圍受其線性輸出電壓（即電源電壓）及增益的 限制：
因此，較低的增益和較高的電源電壓對該參數非常有益。但是，較低的增益會降低輸入等效電壓噪聲，同時較高的電源電壓會增加總功耗，因此必須采取一種折中的方法。我們常常為一些便 攜式和中端系統選擇 200～400mVPP 的參數。超聲波放大器飽和通常是由高壓脈沖泄漏或聲阻抗變化極大的近表面物體反射大信號引起的。具體的例子包括存在較少臨床信息的表面組織或者骨 骼。在大多數情況下，這些區域的信息丟失可能不會影響到臨床診斷。但是，如果放大器不能及時地恢復，那么重要的信息便會丟失。AFE 的快速過載恢復確保了超聲波系統能夠盡可能多地捕獲 有價值的信息。可以用 ADC 的時鐘周期數來確定 AFE 的過載恢復時間，一個時鐘周期負載恢復時間為理想的時間。
放大器飽和的另一個影響是會引起諧波失真的增加。由于普通造影劑的使用，越來越多的系統（甚至是便攜式系統）在整個系統中都要求較低的二次諧波失真，以確保成功的諧波成像。通常， 根據造影劑的聲屬性、發送器電壓以及組織特點的不同組合，變送器接收到的諧波信號可高達 40dB，比基礎信號要低。因此，放大器的 HD2 應該低于 40dBc。這就使得系統能夠獲得滿意的諧波圖 像。另外，由于高 HD2，可能會出現人為多普勒移動頻率。在一些臨床中，這種人為現象會影響準確的診斷。在最終的多普勒圖像中，人為多普勒移動頻率有助于系統的定向分離。一些文獻 [請參 見參考書目 2 和 3] 表明，對 CW 和 PW 多普勒系統而言，45~50dB 的定向分離已經足夠了。考慮到上述因素，當 HD2 低于 40dBc 時，我們應該規定 AFE 的線性輸入范圍。
影響圖像精確度的干擾是超聲波系統的另外一個需要考慮的參數。根據變送器件間距、頻率、設計、材料等的不同，超聲波系統的主要是由以 –30 ~–35dBc 順序排列的陣列變送器引起的。一般 而言，IC 和 PCB 的干擾大大低于 –35dBc。因此，電路的干擾并不會降低系統的性能。
超聲波的模擬前端
為了滿足上述標準，我們需要一個超聲波 AFE（例如 TI 的 AFE5805）。最為先進的 BiCMOS 和 CMOS 技術用于對功耗和噪聲性能進行優化。由于其低功耗、小芯片尺寸以及較低的閃爍噪聲， BiCMOS 工藝是 AFE5805 VCA 部分的理想之選。CMOS 工藝非常適用于模數轉換器。與同類解決方案相比，這些綜合的創新使尺寸縮小了 50%，功耗降低了 20%，噪聲減少了 40%。圖 2 所示的恒 定噪聲性能涵蓋了整個工作頻率范圍。因此，我們設計的便攜式超聲波系統，可以實現卓越的圖像質量以及最低的功耗。
