高性能超聲成像系統廣泛應用于各種醫學場景。在過去十年中，超聲系統中的分立電路已經被高度集成的芯片（IC）所取代。先進的半導體技術不斷推動系統性能優化及尺寸小型化。這些變革都得益于各類芯片技術，如專用低噪聲放大器、多通道低功耗ADC、集成高壓發射、優化的硅工藝和多芯片模塊封裝。隨著芯片功耗和尺寸減小至原來的 20%。

此外，得益于低功耗、高性能硅工藝的發展，部分波束合成預處理模塊已經集成于通用的模擬或混合信號芯片而非專用的數字處理器。同時，先進的高速串行或是無線接口大大降低了系統布局復雜度，并且能夠將盡可能多的 RF 數據轉移到系統集成芯片（SOC）、CPU 或 GPU。當前超聲技術的應用也從特定的放射學診斷擴展到各類便攜式應用，床旁實時監測以及醫療現場就地檢查等各個領域。

本應用指南綜述了超聲系統的架構和原理，分析了系統設計的注意事項，綜述了應用于超聲芯片的先進技術，最后講解了醫學超聲芯片的模擬參數。??

1. 醫學超聲成像

超聲波是一種頻率高于 20KHz 的聲波。醫學超聲成像系統常采用 1 MHz 至 20 MHz 的頻率，可達到亞毫米級分辨率。第一臺商用超聲成像系統誕生于 20 世紀 70 年代，可提供實時的 2D 亮度或灰度圖像。如今，超聲成像憑借安全性、成本效益和實時方面的優勢，已經成為重要的醫學成像技術。醫學超聲系統能夠有效地監測嬰兒發育，也可用于診斷心臟、肝臟、膽囊、脾臟、胰腺、腎臟、膀胱等內臟器官的疾病。?

典型的超聲系統包括壓電換能器、電子電路、圖像顯示單元和 DICOM（醫學數字成像和通信）兼容軟件。典型超聲系統的簡化框圖如下所示。?

圖 1. 典型超聲系統的簡化框圖

2. 聲波產生和傳播的原理

超聲換能器是超聲系統的關鍵組成部分，由壓電元件、連接器和支撐結構組成。壓電效應是指某種材料的物理尺寸隨施加的電場而變化的現象，反之亦然。如下所示，超聲應用中的大多數換能器是雙共模式。換能器在發射相（模式）期間將電能轉換成機械能。產生的機械波向介質傳播，若介質不均勻則會反射。在接收模式中，接收反射的機械波形并由換能器轉換成電信號。?

圖 2. 換能器振動、聲波傳播和反射

在換能器被電子激勵之后，會產生聲波并在介質中傳播。在醫學超聲中，FDA（食品藥品管理局）要求所有成像系統滿足瞬時、峰值和平均強度的限制。

我們通常將換能器靈敏度或換能器插入損耗（IL）定義為接收（Rx）和發射（Tx）信號幅度之間的比率，如下所示：

換能器頻率由壓電材料 L 的厚度和材料中的聲速 cm 決定：?

如前所述，常用的頻率范圍為 1MHz 至 20MHz。基于上述方程式，較高頻率的換能器需要較薄的材料。因此，構建極高頻的換能器具有一定的挑戰性。

換能器頻率響應或帶寬是另一個關鍵參數。作為一般規則，若換能器被脈沖信號（即短尖峰）激勵，則接收回波的持續時間決定了換能器的帶寬。具有極快響應（即短回波）的換能器是寬帶換能器，反之亦然。在大多數應用中通常優選更寬的帶寬。在相同的換能器頻率下，寬帶換能器可實現更好的軸向分辨率，因為回波長度決定了超聲系統的軸向分辨率。與此同時，寬帶換能器適用于諧波成像，在該成像模式下超聲能量以基頻發射，而圖像由接收到回波的二次諧波來重建。如沒有寬帶寬換能器的情況下，換能器靈敏度在其諧波頻率點 2f0 處顯著下降。因此許多換能器研究人員不斷探索新材料、新架構和新制造工藝以進一步改善換能器性能。

在超聲成像的早期階段，用于超聲系統的多通道電子電路既昂貴又不成熟。由電機驅動通過機械掃描方式成像單陣元換能器被廣泛用于獲得二維（2D）圖像。由于機械結構的速度和精度限制，早期系統無法實現高幀率或高精度成像。如今，成熟的陣列換能器和多通道電子技術可支持 64 到 512 個陣元的換能器。以電子掃描為基礎可獲得高達> 100 幀 / 秒的圖像。為實現電子掃描，波束合成技術應用于聚焦換能器的聲束。波束合成的細節將在下一節中討論。與光學成像系統類似，超聲系統可在聚焦焦點處實現最佳空間分辨率。根據應用，一維（1D）陣列換能器包括線性陣列、彎曲線性陣列和相位陣列。這些換能器之間的主要區別在于光束成形結構、成像范圍和圖像分辨率。此外，由超過 2000 個元件組成的最新 2D 陣列換能器可支持實時三維（3D）成像。下圖所示為單陣元換能器、1D 陣列換能器和 2D 陣列換能器。?

圖 3. 典型的換能器。（A）單元件換能器 ；b）1D 陣列換能器；（c）2D 陣列換能器（由 USC、Vermon 和 Philips 提供）。

3. 換能器指標與圖像質量

和任何成像系統類似，圖像質量是醫學超聲成像中的重要標準。諸如空間分辨率和成像穿透等共同參數主要通過換能器指標和聲波傳播理論來決定。超聲圖像的縱向和橫向分辨率與介質中的聲波波長成線性關系：?

方程式中，c 是介質中的聲速，Zf 是焦距，2r 是換能器孔徑或直徑。當換能器被脈沖信號激勵時，τ-6dB 為接收回波的 -6dB 脈沖寬度的持續時間。 τ-6dB 也與波長λ成線性關系。對于寬帶陣列換能器，我們可分別比較 5MHz 和 12MHz 的橫向分辨率，其工作頻率為 5MHz 至 14MHz。成像深度為 5 厘米。在兩種情況下，64 個換能器陣元形成有效孔徑。元件之間的間距為 0.3mm。介質中的聲速為 1540m/s。有效孔徑尺寸為 19.2mm。根據超聲系統的信號鏈設計注意事項的公式，對于 5MHz 和 12MHz 的聲波，λ分別為 0.31mm 和 0.13mm。根據上述方程式，橫向分辨率分別在 5MHz 時為 0.8mm，在 12MHz 時為 0.33mm。因此，更高頻率的應用實現更佳的分辨率。

實際上，僅通過增加換能器頻率來改善圖像質量并非完全可行。一方面，更高頻率的換能器需要更薄的壓電材料，這需要更精密的制造技術，且成本更高。另一方面，如后面章節所示，較高頻率的聲波在生物組織中容易衰減。?

當介質不均勻時，聲波的部分能量可在兩個介質的邊界處反射。未反射的聲波繼續傳播，直到它在下一個邊界被反射，或完全衰減。反射和透射系數由這兩種介質的聲阻抗（Z=ρc）的差異決定。方程式中，ρ和 c 分別是介質的密度和聲速，假設波傳播方向垂直于邊界。?

表 1 所示為所選生物組織、水和空氣的特性。在兩個聲阻抗極其不同的情況下會出現強反射信號。骨骼密度高，聲速快；因此它總是超聲圖像中的強反射組織器。另一方面，血液和肝臟的聲阻抗相似，因此這兩種組織之間的反射很弱。只有高靈敏度的換能器才能拾取微弱的信號。如表 1 所示，信號在傳播過程中會衰減。累積衰減隨著傳播距離的增加而增加。以方程式 7 計算衰減，其中系數 2 體現了聲波雙向傳播。?

在超聲波探查體內組織的典型應用中，來自人體表面的回波與來自內部器官的回波之間的動態范圍很容易超過 100dB。我們可假設平均衰減系數為 0.7dB/MHz×cm 和 7.5MHz 換能器。在 10cm 的深度處，基于方程式 7，即 7.5×0.7×10×2dB，計算所得 105dB 的衰減。假設表面回波為 1Vpp，體內器官回波的幅度為100dB 動態范圍和 20Hz~>GHz 工作頻率，每個小的改進都需要在晶體管級、芯片級、電路板級和系統級上進行大量的研發工作。與大多數混合信號系統類似，良好的模擬輸出始終是后續信號處理和圖像質量改進的基礎。低功耗、低噪聲和緊湊的尺寸是超聲前端電子設計的首要考慮事項。?

波束合成器

波束合成器包括發射和接收波束合成器來實現電子聚焦和控制多陣元換能器的聲束。，如下圖所示從一個換能器陣元到目標的距離與從另一個陣元到目標的距離不同；因此在發送相，針對每個陣元適當地延遲發送的信號，以使得發射器信號同時到達目標并在目標處產生最高聲強，也就是獲取最強回波。在接收階段，通過對接收到的回波應用適當的延遲，以實現線性疊加來自多個換能器陣元的回波，以實現最高靈敏度。?

圖 10. 用于在（a）發射相和（b）接收相中聚焦聲束的換能器波束合成器

由于發射電路主要是數字型，因此發射延遲實現是通過現場可編程門陣列（FPGA）或數字信號處理器（DSP）等高速計數器完成的。由于接收信號的復雜性，接收波束合成器顯然需要更多的算法優化得以實現。早期基于分立晶體管電子電路信號處理能力有限。因此，接收器波束合成波束合成器以基于電感電容組合的模擬延遲線來實現。在 20 世紀 80 年代，接收器波束合成器開始使用多通道模數轉化芯片和數字波束合成技術。?

圖 11. 數字波束合成器圖解

在目前的主流超聲系統中，接收波束合成器一般都是數字型的。數字波束合成器通常在具有極高的計算能力的 FPGA、DSP、PC 或 GPU（圖形處理單元）中實現。如前所述，較大的換能器孔徑可實現更佳的分辨率。因此，在高端超聲系統中，256 個換能器元件形成一個聚焦光束，以獲得精細分辨率圖像。因此高端波束合成器所需的計算能力相當復雜。

生物組織在形狀、密度、聲速等方面存在異質性。實時延遲計算和校準會基于所涉組織的聲學特性和形狀。由于波束合成器設計的重要性和復雜性，大多數超聲波公司都有自己的 IP。在不影響波束形成性能的情況下，簡化波束形成器設計仍然是一個熱門話題。相信正在研發新的波束合成器架構將廣泛用于未來的超聲系統。?

數字信號處理

超聲信號需要大量的信號處理，以便從原始超聲數據中提取各成像模式所需的信息。主要處理模塊包括 B 模式圖像重建、基于快速傅里葉變換的多普勒頻譜信息提取、基于自相關和互相關的彩色多普勒計算、超聲圖像掃描坐標轉換（2D 超聲坐標到笛卡爾坐標）、圖像增強等。目前，商用處理器，如現場可編程門陣列（FPGA），數字信號處理器（DSP），被廣泛使用，。FPGA 使系統設計人員能夠對內部邏輯門進行硬連線，并優化其算法的效率。另一方面，DSP 為系統設計人員提供預定義的標準計算模塊，可實時更改和優化他們的算法。換言之，FPGA 以硬件效率取勝，而 DSP 以軟件靈活性得寵。新的信號處理器，如 PC 和 GPU；它們的計算能力高于 FPGA 和 DSP，而軟件開發成本則大大低于 FPGA 和 DSP 然而，由于 PC 和 GPU 的高功耗，它們并不一定適合低功耗便攜式系統。?

6. 模擬前端芯片設計中的工藝選擇

在任何 AFE 設計之前，半導體工藝選擇始終是基于設計目標的首要關鍵考慮注意事項。CMOS 和 BiCMOS 工藝是超聲模擬前端設計中最常用的工藝。它們中的每一個都有其自身優點，且適用于相應的電路塊。

BiCMOS（雙極 CMOS）工藝目前比純雙極工藝更受歡迎，因為它包含用于模擬設計的高性能雙極晶體管和用于數字設計的 CMOS 元件。雙極晶體管適用于低噪聲放大器設計，具有超低 1/f 噪聲、寬帶寬和良好的功耗 / 噪聲效率。雙極性工藝還降低了電路電容，以獲得良好的總諧波失真。因此，基于雙極或 BiCMOS 工藝的放大器可在比基于 CMOS 工藝的放大器小得多的區域和更低的功耗下實現相同的性能。

德州儀器的 0.35um BiCMOS 工藝用于研究雙極和 CMOS 器件之間放大器設計的性能影響。下圖（a）表明，基于雙極晶體管的放大器在相同的偏置電流下可實現更低的噪聲；它還說明雙極晶體管具有超低 1/f 噪聲特性，這對于具有調制和解調電路的多普勒應用至關重要；（b）與類似的 CMOS 設計相比，雙極設計顯著減小了面積。當然，由于半導體工藝的特征尺寸減小，在 0.35um BiCMOS 工藝和