便攜式超聲診斷儀信號處理電路設計

藺超文，趙 達，張 寧

（徐州工程學院機電學院，江蘇 徐州 221018）

超聲診斷儀通過超聲波與人體內組織間的相互作用而產生多普勒效應來檢測人體組織結構與相關健康信息。由于超聲波對人體無電離輻射傷害，無禁忌癥狀，而且超聲診斷時間短，相比CT和核磁共振成像檢查，超聲診斷設備較為廉價，能顯示斷層組織不同深度的圖像，除此之外，同時具有測量參數多、環境適應性強，因此在臨床病理檢測中得到了廣泛應用。但是，傳統的基于PC的超聲診斷儀體積龐大、功耗較多、移動困難，不適用于室外、戰場或醫療環境較差的山區。為解決以上問題，本文以便攜式為設計宗旨，采用微型化、功能集成化的設計思路對超聲診斷儀信號處理電路進行了設計。

1 便攜式超聲診斷儀硬件系統原理

超聲診斷儀的硬件電路原理圖如圖1所示，主要由信號處理電路、FPGA電路和信號顯示電路組成，其中信號處理電路又包括超聲信號的產生與接收電路兩部分。信號產生電路產生的高壓脈沖信號激勵超聲換能器工作，向外發射超聲波；回波信號再次進入換能器，由換能器轉化成電信號進入信號放大與濾波電路，再進行A/D轉換成數字信號輸出到顯示電路。

圖1 超聲診斷儀硬件原理圖

2 超聲產生電路設計

超聲信號的產生利用了壓電晶體的正壓電效應。超聲產生電路要能夠根據換能器的參數與系統的要求產生高頻高壓脈沖信號，且輸出頻率為換能器中心頻率或中心頻率的整數倍，同時激勵信號波形可以調節。按照超聲換能器的發射面與接受面處于垂直位置上時，其信號接收效果最好的原理，超聲探頭一般有電子線陣與電子凸陣兩種掃描形式。超聲換能器的主要部分是體積微小的壓電晶體，它數量眾多。本文選用了聚偏二氟乙烯+鋯鈦酸鉛復合（PVDF+PZT）型材料作為超聲換能器的壓電晶片，超聲發射面積為3 mm×3 mm，等厚度伸縮振動，其中心頻率為5 MHz。

設計的超聲產生電路如圖2所示，由場效應管驅動電路、功率放大電路和調諧匹配電路三部分。本系統采用了場效應管陣列TC6320實現對換能器的高壓激勵。驅動場效應相當于驅動帶容性負載的電路，在高頻條件下，場效應管的充放電過程將造成一定程度的能量損耗，驅動這款MOSFET時需要幾個安培的峰值電流，為此選用了MD1211作為場效應管的驅動器，其外圍電路元件較少，調試方便，其輸出電流峰值較高，并具有較強的帶容性負載的能力。

當FPGA產生脈沖控制信號INA、INB輸入到MD1211，將在其7號與5號引腳產生兩路完全相同的脈沖信號去驅動TC6320工作，從而產生高壓高頻脈沖信號去驅動換能器Y1產生超聲信號。

圖2 超聲產生電路

3 超聲接收電路設計

超聲信號與人體組織作用后產生的回波信號進入超聲換能器，并通過超聲接收電路進行放大、濾波等處理，轉化成后續電路所需要的信號。

在超聲診斷設備中，超聲換能器要完成電能量與超聲能量之間的相互轉換，并要求這種能量轉換要以最大效率進行。由換能器的阻抗特性可知，只有串聯阻抗為零時才效率最大，因此換能器的最佳工作頻率應當是換能器的串聯諧振頻率。而換能器可以等效為一個電容C0與一個LRC串聯電路的并聯，為使換能器的外阻抗特性減小，需要在其兩端并聯匹配電容CL，同時串聯匹配電感LC。當LC=R2（CL+C0）/［1+ω2R2（CL+C0）2］時，系統呈現純阻性。

為減小系統的體積，接收電路部分采用了ADI公司的AD9271單芯片超聲接收器。該芯片包括8通道可變增益放大器（VGA）、低噪聲前置放大器（LNA）、抗混迭濾波器（AAF）和12位ADC。LNA為單端輸入，輸入最大 電壓峰峰值為400/333/250 mv，輸入噪聲典型值為1.2 nV，最大輸出差分電壓峰峰值為2 V，頻帶寬度為70 MHz，通過SPI接口編程控制可以選擇放大增益為14 dB/15.6 dB/1 8dB。當噪聲帶寬為15 Hz，LNA增益為15.6dB時，信噪比可達到86 dB。VGA由一個衰減器和一個放大器組成，衰減器的衰減范圍是0到-30 dB，放大器的增益則是24 dB，因此VGA的可變增益范圍為-6 dB到24 dB，全通道增益為10 dB到40 dB，采用dB線性（Linear-In-dB）的增益控制。VGA中采用了AD公司先進的X-AMP增益插值技術，降低了增益誤差，統一了頻帶寬度，將差動信號失真降到了最低，具有優異的增益控制特性。其12位A/D轉換器，采樣速度為10 MSPS～50M SPS，信噪比為70 dB，無雜散動態范圍為80 dB，以LVDS模式輸出。

4 結語

大型超聲診斷儀移動能力較弱，難以在室外進行快速測量，本文從超聲信號處理電路方面入手，以便攜性為研究目的，采用了集成度較高的場效應管與回波信號接收芯片對超聲信號處理電路進行了設計，降低了系統的功耗，減小了電路板的面積，達到了設計目標。