引言
由于其安全性、低成本和实时性能，超声波成像堪称是一种重要的医疗成像方法。传统的超声波成像系统使用 2～15MHz 的频率，精度可精确到毫米。它们被广泛地运用于对胎儿进行监测，以及对诸如心脏、肝脏、胆囊、脾脏、胰脏、肾脏以及膀胱等人体内部器官的疾病进行诊断。
由于超声波系统的大通道数量和大信号处理要求，传统的控制台型超声波系统在过去的 20 多年里主导了 医疗超声波应用。老年人口、日益增长的医疗保健成本和新兴经济的需求导致了对创新型医疗解决方案需求的急剧增长。
具有更高性能以及更低价格的成熟的半导体技术（例如：数字信号处理器 （DSP））不但大大地推动了医疗成像设备的发展，而且还促进了医疗超声波成像系统的小型化。另外，缩小系统尺寸并不意味着性能的降低。小型化的超声波系统（即便携式超声波系统）可以实现和传统控制台型超声波系统一样的性能。目前的便携式超声波系统可提供较好的成像质量，以帮助医生们进行准确、及时的诊断。
因此，便携式系统在诸如及时创伤诊断和急诊及治疗等应用中发挥着越来越重要的作用。由于越来越多的超声波设备厂商致力于开发便携式超声波系统，因而只有那些能够更为迅速地推出产品的厂商才能获得更多的市场份额。超声波模拟前端 （AFE） 和小尺寸、高性能 DSP 都是超声波设备厂商所需要的。更为重要是，超声波设备厂商们正迫切需要一种可以和各种系统共享的设计，以最短化它们的开发周期时间并加速产品上市进程。
超声波系统结构
超声波系统因其功能和性能不同而各异。例如，3D、4D 和谐波成像模式通常被用于高端系统，而只有 2D B-模式成像和频谱多普勒可能被用于一些低端系统。功能差异主要取决于数字后端。高端超声波系统要求更多和更快的计算能力，其需要具有接近实时信号处理的高端 DSP。
很明显，在高端便携式系统之间实现共享信号处理单元是非常困难的。但是，在不考虑不同性能要求的情况下，超声波系统通常拥有相似的接收通道架构。
如图 1 所示，超声波系统的接收模拟前端由一些通用模块组成，如：低噪声放大器 （LNA）、时间增益控制 （TGC） 放大器、电压控制放大器 （VCA）、可编程增益放大器 （PGA）、低通滤波器以及模数 转换器 （ADC）。
图 1 超声波系统结构图
无论是哪种情况，AFE 的性能都会极大地影响整个系统的性能。因此，只要有能够在一个引脚对引脚兼容的封装中满足不同性能要求的 AFE 产品，那么 AFE 设计就可以被标准化 并在各种系统中得到重复使用。这种标准化可以在中低端系统很容易地得到实现，这些系统中不需要特别的模拟信号调节。但是，目前大多数的 AFE 产品都无法满足超声波厂商的这种需求。
因此，我们必须选择一些单独的芯片来满足袖珍式和控制台式系统的不同性能要求。例如，虽然可以容忍控制台式系统的高功耗，但是必须要实现更低的噪声，反之亦然，从而必须进行重新设计。现在，市场上出现了一些新型的 AFE 器件，例如：TI 推出的 AFE5805，其允许超声波厂商标准 AFE 设计。这些具有相同外引脚的器件主要用于从便携式到控制台式的各种超声波系统。引脚对引脚兼容意味着，超声波设备厂商不但可以设计出创新的产品，同时能够极大地节约成本并加速产品上市进程。
模拟前端特性与系统性能
设计超声波系统是一项复杂的工作，且 AFE 的每一种特性都能影响到整个系统的性能。针对每一种系统类别平衡各种参数的能力无疑是一种艺术。就便携式超声波系统而言，功耗是一个至关重要的考虑因素。低功耗就是说利用有限的电池电源可获得更长的工作时间。虽然这些性能的降低通常是在便携式（低端）系统可接受的范围内，但是其会影响到其他参数，如：输入信号范围、输入等效噪声、谐波失真等。
除了功耗以外，AFE 噪声是超声波系统设计人员需要考虑的第二个问题。来自超声波变送器接收信号的振幅可能会为介于 10uVPP 到 1VPP ［1］ 不等。能够被探测到的信号越小，系统的灵敏度就越高。输入等效电流和输入等效电压噪声都会影响系统灵敏度。通常，我们为高端到低端的系统选择 0.7 nV/rt（Hz）~1.5 nV/rt（Hz） （RTI）的噪声参数。经在现实系统中证实，这些噪声参数足以产生高质量的图像。
鉴于输入等效电流噪声以及来自发送/接收 （T/R） 开关的噪声，我们甚至可以使用一个更低噪声的放大器，但是我们不会看到最终超声波图像的质量有较大提高。除了输入等效电压噪声以外，闪烁噪声（即 1/f 噪声）也是成像应用中一个非常重要的考虑因素。在存在混频的连续波 （CW） 模式中，低频噪声频谱移至载波频率，从而降低了相关频率时的信噪比 （SNR）。由于其宽泛的 工作频率，我们将首选具有白噪声性能的放大器。
在一些超声波应用中，增益控制范围在获得图像的动态范围中发挥了重要的作用。当 VCA 拥有一个更高的增益控制范围时，最终图像就拥有一个更宽的动态范围，从而实现更佳的图像质量。 结合 ADC 的 SNR，该系统的动态范围可以由下式计算得出：
动态范围=SNR+增益控制范围 （公式 1）
例如，一个包含了 12-位、70dB SNR 和 40dB 增益控制范围 VCA 的系统可以获得 110dB 的动态范围。换句话就是说，鉴于人体中 0.7dB/cmMHz 的衰减系数、10cm 的成像深度以及 7.5MHz 的传 感器，所以 105dB 的动态范围的计算公式为 10*2*0.7*7.5。在现有超声波系统中，10~15MHz 的探针常常被用于对身体的较小部位进行成像。因此，我们通常会需要 100dB 以上的动态范围。
从系统设计的角度来看，一个具有较大增益控制范围的 AFE 是首选的解决方案。另外，一个具有更高总体增益的 AFE 是探测小信号和对由其他电路引起的插入损耗（例如：无源高阶滤波器的插入损耗） 进行补偿的一种附加需要。放大器饱和与过载恢复也是重要的系统参数。对这两种参数一起评估和测定要比单个进行更有价值。基本上来说，一个放大器的理想输入信号范围受其线性输出电压（即电源电压）及增益的限制：
因此，较低的增益和较高的电源电压对该参数非常有益。但是，较低的增益会降低输入等效电压噪声，同时较高的电源电压会增加总功耗，因此必须采取一种折中的方法。我们常常为一些便携式和中端系统选择 200～400mVPP 的参数。超声波放大器饱和通常是由高压脉冲泄漏或声阻抗变化极大的近表面物体反射大信号引起的。具体的例子包括存在较少临床信息的表面组织或者骨骼。
在大多数情况下，这些区域的信息丢失可能不会影响到临床诊断。但是，如果放大器不能及时地恢复，那么重要的信息便会丢失。AFE 的快速过载恢复确保了超声波系统能够尽可能多地捕获 有价值的信息。可以用 ADC 的时钟周期数来确定 AFE 的过载恢复时间，一个时钟周期负载恢复时间为理想的时间。
放大器饱和的另一个影响是会引起谐波失真的增加。由于普通造影剂的使用，越来越多的系统（甚至是便携式系统）在整个系统中都要求较低的二次谐波失真，以确保成功的谐波成像。通常，根据造影剂的声属性、发送器电压以及组织特点的不同组合，变送器接收到的谐波信号可高达 40dB，比基础信号要低。因此，放大器的 HD2 应该低于 40dBc。这就使得系统能够获得满意的谐波图 像。
另外，由于高 HD2，可能会出现人为多普勒移动频率。在一些临床中，这种人为现象会影响准确的诊断。在最终的多普勒图像中，人为多普勒移动频率有助于系统的定向分离。一些文献 ［请参 见参考书目 2 和 3］ 表明，对 CW 和 PW 多普勒系统而言，45~50dB 的定向分离已经足够了。考虑到上述因素，当 HD2 低于 40dBc 时，我们应该规定 AFE 的线性输入范围。
影响图像精确度的干扰是超声波系统的另外一个需要考虑的参数。根据变送器件间距、频率、设计、材料等的不同，超声波系统的主要是由以 –30 ~–35dBc 顺序排列的阵列变送器引起的。一般 而言，IC 和 PCB 的干扰大大低于 –35dBc。因此，电路的干扰并不会降低系统的性能。