試析便攜式超聲診斷儀信號處理電路設計

施博愛　匡紹龍　尹健

摘 要：超聲診斷儀具有靈敏度高、無損傷、操作簡單、成像清晰等特點，在臨床醫學領域應用廣泛。文章簡要介紹了超聲診斷儀，重點對便攜式超聲診斷儀的信號處理電路設計進行分析，以達到簡化電路的目的。

關鍵詞：便攜式超聲診斷儀；信號處理電路；超聲發生電路；超聲接收電路；設計

超聲診斷儀的組成主要包括電源、探頭、錄入設備、發射單元、接收單元、面板控制系統、顯像記錄系統、數字掃描轉換器等幾部分，實現超聲信號的及時、有效處理，是確保儀器設備正常工作的關鍵所在，對此，必須對超聲診斷儀的信號處理電路的設計進行重點考慮，確保其運行的穩定性。

1 超聲診斷儀簡要介紹

超聲診斷儀的原理是將探頭產生的超聲波輻射至人體內，再根據超聲波的波長、頻率等特性，通過反射形成對應的影像，將人體內部組織情況呈現出來，進而完成臨床診斷。[1]此類儀器的成像系統通常包括波束形成器、探頭、回波接收處理模塊、顯示控制模塊、波束形成器五部分。但是傳統超聲診斷儀體積較大，功耗較高，且不易攜帶，在山區、戰場、室外等場地應用難度較大，不利于其價值和作用的充分發揮，在此背景下，便攜式超聲診斷儀受到了越來越多人的關注，已經成為未來主流發展方向，所以應加大對便攜式超聲診斷儀的研究力度。

2 便攜式超聲診斷儀信號處理電路設計

信號處理電路設計是便攜式超聲診斷儀器研發的關鍵環節，將會直接關系到超聲信號的發射及接收，要想在確保儀器成像質量和診斷結果可靠性的前提下，盡可能的簡化電路、縮小電路板，就需要從超聲發生和接收兩方面進行考慮，做好電路設計。

2.1 電路組成及原理

便攜式超聲診斷儀硬件系統電路主要分為三部分，具體包括信號處理電路、信號顯示電路及FPGA（現場可編程門陣列）電路，其中超聲信號的發生及接收均在信號處理電路中完成；信號顯示電路則是將采集轉換后的超聲信號呈現處理；而借助FPGA電路可提高系統的可靠性與集成度。信號處理是便攜式超聲診斷儀運行的關鍵所在，涉及到超聲信號的發生和接收兩項工作，在設計信號處理電路時，則也需從這兩方面分析，分別完成發生電路和超聲接收電路的設計。[2]使用儀器時，超聲發生電路中會有高壓脈沖信號生成，超聲換能器在其作用下進入工作這狀態，進而產生超聲波并對外輻射；基于反射原理，對外發射的超聲波會形成回波信號，超聲換能器接收后進行信號轉換，再以電信號的形式對其進行放大處理；然后將處理過的信號傳輸至濾波電路中，完成A/D轉換，電信號轉變為數字信號形式；最后再將信號傳輸至顯示電路中，通過顯示器以影像方式將其呈現出來，即可實現超聲診斷操作。

2.2 超聲發生電路設計

在使用便攜式超聲診斷儀時，是借助晶體的正壓電效應產生超聲信號的，具體是指通過對壓電晶體施加一定的機械壓力，使其發生電極化現象，進而便會有電勢差的存在，形成正壓電效應，實現超聲信號的發生。對于超聲發生電路設計來講，所產生的信號為高頻脈沖信號，不僅要滿足硬件系統運行要求，而且還應與超聲換能器各項參數相匹配，尤其是高頻脈沖信號的輸出頻率，應以超聲轉換器的中心頻率為參照，保證兩者一致或者是其整倍數，并可以自行調節激勵信號波形。超聲信號接收質量最佳時，超聲換能器發射面是垂直于接收面的，這就需控制兩者之間的夾角保持正在90°，而超聲探頭的掃描方式比較常見的包括兩種，分別為電子凸陣和電子線陣，需結合實際需求做出合理選擇。壓電晶體是超聲換能器的核心組成部分，具有體積小、數量多的特點，此次研究所用晶體材料為復合型材料，由聚偏二氟乙烯與鋯鈦酸鉛結合制成，中心頻率為5MHz，超聲發射面積為3mmx3mm，振動時按照同一厚度發生伸縮。

如下圖所示，為此次研究所設計的超聲發生電路，主要分為三大部分，分別為效應管驅動電路、調諧匹配電路和功率放大電路，圖中所示TC6320為效應管驅動陣列，所用晶體管為金氧半場效晶體管，可通過高壓激勵作用是超聲換能器進入工作狀態，效應管驅動陣列運行時，能夠產生與帶容性負載電路相同的運行效果，如果頻率較高，在充電放電時必然損耗相應的能量，要想驅動金氧半場效晶體管正常運行，所需峰值電流大小為數安培，所以，此次研究所用驅動器為一款高速雙MOSFET驅動器——MD1211驅動器，具有帶容性負載能力較強、輸出電流峰值較高、外圍電路元件較少等優點，不僅可以滿足驅動效應管驅動陣列驅動需求，還易于調試。在MD1211驅動器中輸入現場可編程門陣列所產生的脈沖控制信號，具體包括INA和INB，在7號引腳和5號引腳產生相對應產生與其相一致的脈沖信號，作用于效應管驅動陣列，驅動氣進入工作狀態，進而生成高壓高頻脈沖信號，此時超聲換能器便會在高壓高頻脈沖信號的驅動下對外發出超聲信號。

2.3 超聲接收電路設計

人體接收到超聲信號后，在反射作用下會有對應的回波信號產生，超聲換能器接收后經放大、濾波、轉換處理，最終以數字信號形式通過顯示裝置呈現出來，即可得到超聲診斷結果。能量形式的轉換是超聲接收過程中的關鍵所在，不僅要實現超聲信號與電信號的轉換，而且還影盡可能的避免造成能量損失，降低電路功耗。結合超聲換能器阻抗特點考慮，當采用串聯方式進行連接時，電路中的阻抗值為零時，可實現能量轉換率的最大化，由此可知，超聲換能器的串聯諧振頻率便是其最佳工作狀態時的頻率。對于超聲換能器來講，可以將其視作采用并聯方式將LRC串聯電路與電容C0進行連接，兩者所體現出的電路效果一致，要想降低換能器外阻抗大小，應分別采用并聯和串聯的方式，在其兩端接入電容CL和電感LC，保證整體的匹配性。如果存在關系LC=R2（CL+C0）/[1+ω2R2（CL+C0）2]，則此時系統表現為純阻性。

此次研究在設計超聲接收電路時，所用超聲接收器型號為AD9271，其體積較小、集成度較高，該芯片主要由12位A/D轉換器、低噪聲前置放大器、8通道可變增益放大器及抗混迭濾波器組成。其中12位A/D轉換器的輸出形式為低電壓差分信號，其信噪比和無雜散動態范圍分別為70dB和80dB，可按照10～50M SPS的速度進行采樣。低噪聲前置放大器輸入方式為單端輸入，最大輸入及最大輸出電壓峰峰值分別400/333/250 mv和2V，可以表現群體特征且具有代表性的噪聲值為1.2 nV，頻帶寬度為70 MHz，其放大增益可借助SPI 接口編程控制進行選擇，具體包括18dB、15.6dB和14dB三種情況。如果頻帶寬度和低噪聲前置放大器的增益值分別為15Hz和15.6dB，此時信噪比為大小為86dB。8通道可變增益放大器的組成增益值為24dB的放大器和衰減范圍為0～30dB的衰減器，在兩者的共同作用下，可變增益放大器的增益效果可在6～24dB范圍內發生變化，全通道控制方法為dB線性增益控制，具體收益范圍為10～40dB。此次設計時，為實現增益誤差的最小化，利用X-AMP增益插值方法對頻帶寬度加以統一，盡可能的避免出現差動信號失真現象，實現對增益效果的有效控制。

3 總結

超聲診斷儀作為一種大型醫學影像設備，在醫院診斷治療工作中發揮著重要作用，而便攜式超聲診斷儀具有體積小、集成度好、易于攜帶、適用范圍廣、功耗較低等優點，在確保診斷結果精準性的前提下，實現了對傳統落地式超聲診斷儀的改進和優化。以信號處理電路為切入點，對其設計過程進行分析，可以保證電路設計的科學性及合理性，為超聲信號的產生及接收提供基礎保障，進而可順利得到超聲診斷影像，達到預期工作效果，有利于便攜式超聲診斷儀的推廣和應用。

參考文獻：

[1]詹湘琳，石志超.數字超聲波探傷儀發射電路的參數分析[J].中國民航大學學報，2017，（1）：52-55.

[2]吳鎮鴻.超聲診斷儀的故障分析和維修[J].醫療裝備，2016，（18）：40-41.