便携式超声诊断仪信号处理电路设计

蔺超文，赵 达，张 宁

（徐州工程学院机电学院，江苏 徐州 221018）

超声诊断仪通过超声波与人体内组织间的相互作用而产生多普勒效应来检测人体组织结构与相关健康信息。由于超声波对人体无电离辐射伤害，无禁忌症状，而且超声诊断时间短，相比CT和核磁共振成像检查，超声诊断设备较为廉价，能显示断层组织不同深度的图像，除此之外，同时具有测量参数多、环境适应性强，因此在临床病理检测中得到了广泛应用。但是，传统的基于PC的超声诊断仪体积庞大、功耗较多、移动困难，不适用于室外、战场或医疗环境较差的山区。为解决以上问题，本文以便携式为设计宗旨，采用微型化、功能集成化的设计思路对超声诊断仪信号处理电路进行了设计。

1 便携式超声诊断仪硬件系统原理

超声诊断仪的硬件电路原理图如图1所示，主要由信号处理电路、FPGA电路和信号显示电路组成，其中信号处理电路又包括超声信号的产生与接收电路两部分。信号产生电路产生的高压脉冲信号激励超声换能器工作，向外发射超声波；回波信号再次进入换能器，由换能器转化成电信号进入信号放大与滤波电路，再进行A/D转换成数字信号输出到显示电路。

图1 超声诊断仪硬件原理图

2 超声产生电路设计

超声信号的产生利用了压电晶体的正压电效应。超声产生电路要能够根据换能器的参数与系统的要求产生高频高压脉冲信号，且输出频率为换能器中心频率或中心频率的整数倍，同时激励信号波形可以调节。按照超声换能器的发射面与接受面处于垂直位置上时，其信号接收效果最好的原理，超声探头一般有电子线阵与电子凸阵两种扫描形式。超声换能器的主要部分是体积微小的压电晶体，它数量众多。本文选用了聚偏二氟乙烯+锆钛酸铅复合（PVDF+PZT）型材料作为超声换能器的压电晶片，超声发射面积为3 mm×3 mm，等厚度伸缩振动，其中心频率为5 MHz。

设计的超声产生电路如图2所示，由场效应管驱动电路、功率放大电路和调谐匹配电路三部分。本系统采用了场效应管阵列TC6320实现对换能器的高压激励。驱动场效应相当于驱动带容性负载的电路，在高频条件下，场效应管的充放电过程将造成一定程度的能量损耗，驱动这款MOSFET时需要几个安培的峰值电流，为此选用了MD1211作为场效应管的驱动器，其外围电路元件较少，调试方便，其输出电流峰值较高，并具有较强的带容性负载的能力。

当FPGA产生脉冲控制信号INA、INB输入到MD1211，将在其7号与5号引脚产生两路完全相同的脉冲信号去驱动TC6320工作，从而产生高压高频脉冲信号去驱动换能器Y1产生超声信号。

图2 超声产生电路

3 超声接收电路设计

超声信号与人体组织作用后产生的回波信号进入超声换能器，并通过超声接收电路进行放大、滤波等处理，转化成后续电路所需要的信号。

在超声诊断设备中，超声换能器要完成电能量与超声能量之间的相互转换，并要求这种能量转换要以最大效率进行。由换能器的阻抗特性可知，只有串联阻抗为零时才效率最大，因此换能器的最佳工作频率应当是换能器的串联谐振频率。而换能器可以等效为一个电容C0与一个LRC串联电路的并联，为使换能器的外阻抗特性减小，需要在其两端并联匹配电容CL，同时串联匹配电感LC。当LC=R2（CL+C0）/［1+ω2R2（CL+C0）2］时，系统呈现纯阻性。

为减小系统的体积，接收电路部分采用了ADI公司的AD9271单芯片超声接收器。该芯片包括8通道可变增益放大器（VGA）、低噪声前置放大器（LNA）、抗混迭滤波器（AAF）和12位ADC。LNA为单端输入，输入最大 电压峰峰值为400/333/250 mv，输入噪声典型值为1.2 nV，最大输出差分电压峰峰值为2 V，频带宽度为70 MHz，通过SPI接口编程控制可以选择放大增益为14 dB/15.6 dB/1 8dB。当噪声带宽为15 Hz，LNA增益为15.6dB时，信噪比可达到86 dB。VGA由一个衰减器和一个放大器组成，衰减器的衰减范围是0到-30 dB，放大器的增益则是24 dB，因此VGA的可变增益范围为-6 dB到24 dB，全通道增益为10 dB到40 dB，采用dB线性（Linear-In-dB）的增益控制。VGA中采用了AD公司先进的X-AMP增益插值技术，降低了增益误差，统一了频带宽度，将差动信号失真降到了最低，具有优异的增益控制特性。其12位A/D转换器，采样速度为10 MSPS～50M SPS，信噪比为70 dB，无杂散动态范围为80 dB，以LVDS模式输出。

4 结语

大型超声诊断仪移动能力较弱，难以在室外进行快速测量，本文从超声信号处理电路方面入手，以便携性为研究目的，采用了集成度较高的场效应管与回波信号接收芯片对超声信号处理电路进行了设计，降低了系统的功耗，减小了电路板的面积，达到了设计目标。