超声系统的信号链设计注意事项

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。

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。

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。