第6講

B超回波的接收與預處理

盧廣文南方醫科大學2008年9月

2008-9醫學超聲儀器原理－之六2CONTENTS超聲回波的接收前置信號放大超聲回波信號的合成預處理電路124332008-9醫學超聲儀器原理－之六31超聲回波的接收B超，采用多振元組合發射與接收，其電路比較復雜，有以下幾個問題需要解決：2008-9醫學超聲儀器原理－之六4①由于多振元接收，被測介質同一介界的回聲，各振元接收到的回波之間存在相位差，必須對振元進行移相合成。②振元組在發射和接收時，其位置是隨著掃描位置的變化而變化的，因此接收電路與振元之間需進行切換。③由于采用多振元組合發射，振元組有效孔徑增大，造成近場橫向分開力變差，因此需采用變孔徑技術。④由于超聲在人體中隨著傳播距離增大，衰減也增大，所以必須解決超聲衰減的補償問題。⑤由于人體反射回波的動態范圍高達100dB以上，而一般接收顯示系統的動態范圍僅有20~30dB，所以必須解決回波動態范圍的壓縮。⑥接收電路的穩定性問題。2008-9醫學超聲儀器原理－之六5超聲接收系統的結構框圖2008-9醫學超聲儀器原理－之六6前置放大器來自探頭振元的信號都十分微弱，其回波幅度通常在10~30μVp-p范圍內。因此對前置放大器的要求是靈敏度高，同時要求外部干擾小，內部噪聲低。也就是說，在做到低噪聲和外部干擾小的前提下，盡可能提高放大器的增益。因為靈敏度高，意味著探測小病灶的能力越強，意味著探測深度越深。由于所接收的回波是矩形脈沖所調制的超聲振蕩，占據頻帶寬，所以要求接收放大器要有足夠的帶寬，否則容易產生波形失真，從而導致縱向分辨力下降。2008-9醫學超聲儀器原理－之六7接收多路轉換開關由于采用多振元組合發射與接收，每次發射和接收的振元只是整個陣列中的一部分。為了減少發射和接收電路的數目，通常采用二極管開關控制。在EUB-240型B超中，二極管開關與發射、接收電路的連線為16根，接收機前端共設置16路放大器。因此接收開關的任務就是要從前置放大器16路輸出中，選出當前有回波輸出的11路，并將其合成為6路（F0~F5）輸出。2008-9醫學超聲儀器原理－之六8可變孔徑電路采用多振元組合發射，雖實現了動態電子聚焦，但接收就會帶來換能器有效孔徑增大的問題，孔徑增大意味著近場分辨力降低。因此采用可變孔徑接收，近場用小孔徑，中、遠場用較大孔徑，這樣既保證了近場分辨力不會降低，又照顧到中、遠場的指標。2008-9醫學超聲儀器原理－之六9相位調整接收多路轉換開關已將11路回波對稱合成為6路（F0~F5）信號，但這6路信號之間還存在相差，以F5為基準（相關為0）相差依次增大。要實現同相合成必須以F0為基準，根據先到達的等后來的原則進行調整。2008-9醫學超聲儀器原理－之六10增益控制和動態濾波由于超聲波在人體組織中傳播時，必然會產生反射和吸收等能量損失。時間增益控制（TimeGainControl，TGC）就是補償回波因探測深度的增加（或工作頻率的更換）而造成的衰減。而動態濾波是為了把有診斷價值的回波提取出，而濾除近場過強的低頻和深部的高頻干擾。2008-9醫學超聲儀器原理－之六11對數放大器TGC已將回波從100~110dB壓縮到40~60dB，這是第一次壓縮，而對數放大器是對回波信號進行第二次壓縮，即對數放大器把60dB的動態范圍再壓縮到30dB以內，使之能與顯像管的視放可辨范圍（20~26dB）相“吻合”，使所顯示的圖像層次更加豐富，表現力更強。2008-9醫學超聲儀器原理－之六12檢波器由于回波是矩形脈沖調制的超聲振蕩，檢波器的任務就是要將高頻（3.5MHZ或5MHZ）的回波轉換（解調）為視頻信號輸出。8．勾邊電路為了突出圖像的輪廓，使之便于識別和測量，采用勾邊（邊緣增強）電路即達到此目的。2008-9醫學超聲儀器原理－之六132前置信號放大2008-9醫學超聲儀器原理－之六14該電路增益約為7倍（17dB）電路特點為：①為使前置放大器與后級延遲線的低輸入阻抗相匹配，前置放大器采用低輸出阻抗的射極跟隨器輸出。②為提高電路的穩定性，R62對輸入級引深度負反饋。③二極管D33、D34組成雙向限幅（其限幅電平約為±0.6V），這是為了防止過強信號輸入時，放大器產生飽和。④采用高電壓供電（總供電壓為5+15=20V），使獲得大的動態范圍（TR20動態范圍可達15V）。2008-9醫學超聲儀器原理－之六15電路采用集成運算放大器H724B01，具有較大的輸入動態范圍，采用雙電壓供電，電路穩定性高，增益可由VR1調節，其增益為24dB。2008-9醫學超聲儀器原理－之六163超聲回波信號的合成在對超聲回波進行接收處理時，應考慮超聲回波信號是來自各個不同深度的區域。為了保證能夠同時處理回波，就需要一個超聲回波信號的合成。2008-9醫學超聲儀器原理－之六17（1）回波合成－直接合成法2008-9醫學超聲儀器原理－之六18二步合成法2008-9醫學超聲儀器原理－之六19（2）接收多路轉換開關2008-9醫學超聲儀器原理－之六202008-9醫學超聲儀器原理－之六212008-9醫學超聲儀器原理－之六22（3）可變孔徑電路多振元組合發射實現了動態電子聚焦，但采用多振元組合發射、接收就會帶來換能器有效孔徑增大的問題，孔徑增大意味著近場分辨力降低。實現可變孔徑的方法是：在接收過程中，對于近場為縮小孔徑（即提高分辨力），接收用較少的振元投入工作；對于中場，為適當擴大孔徑，則用比近場較多一點的振元投入工作；對于遠場為擴大孔徑則接收用較多的振元投入工作。隨著探測深度的增加，分段增加接收振元的工作，從而達到由淺至深分段增大孔徑，既照顧到近場，也照顧到中、遠場，使近、中和遠場都有較好的橫向分辨力2008-9醫學超聲儀器原理－之六232008-9醫學超聲儀器原理－之六242008-9醫學超聲儀器原理－之六25孔徑電路2008-9醫學超聲儀器原理－之六26它是由三路受模擬調制分離器（MXIC）控制的二極管開關組成。MXIC的功能類似于一個乒乓開關。X是受控端，A為控制端。X接通X0（＋8V），還接通X１（-8V），由A端的輸入信號AP0所控制。當A端為低電平時，X端與X0接通，當A端為高電平時，X端與X1接通。而A端電平高低又控制二極管D33是正偏導通，還是反偏截止。如果正偏導通，則可變孔徑電路F0通路有脈沖輸出；若反偏截止，則可變孔徑電路F0通路無脈沖輸出，從而達到改變孔徑的目的。2008-9醫學超聲儀器原理－之六27AX端與誰接通？X值？二極管D33狀態F0通路有無脈沖輸出？孔徑變化LX與X0接通X=+8V正偏導通輸出脈沖孔徑增大HX與X1接通X=-8V反偏截止無脈沖輸出孔徑縮小2008-9醫學超聲儀器原理－之六282008-9醫學超聲儀器原理－之六292008-9醫學超聲儀器原理－之六30（4）接收相位調整電路接收相位調整是二步合成法中的最后一步——第二步，它實質上是發射聚焦的解焦電路。按理說只要根據發射焦點數據，對各振元接收的回波信號進行相位調整，使之最終完成同相合成就行了。2008-9醫學超聲儀器原理－之六312008-9醫學超聲儀器原理－之六32探頭工作頻率進入調相電路信號的延時量(ns)孔徑大小焦點焦距(mm)F5F4F3F2F1F03.5MHzN320002402101200--7M500012702402101200-9F175010270270240180100011F2140011150150120100600115MHzN2010012090600--7M3210112012090600-9F14211015015012018060011F210011160606040200112008-9醫學超聲儀器原理－之六334預處理電路2008-9醫學超聲儀器原理－之六34（1）問題的提出1．動態范圍超聲反射回波信號動態范圍達120dB，產生的原因主要有二：①超聲在傳播過程中的衰減，即處在不同深度上反射回波信號由于衰減量不同造成回波信號幅度差異很大；②同距離上反射目標，由于反射系數不同造成反射回波信號幅度差異很大。對第一種情況可設計放大器，其增益隨著穿透深度的增加而增加，即TGC電路，對第二種情況采用對數放大器進行壓縮。2．工作頻率工作頻率越高，衰減越大，發射信號頻譜的中心頻率隨探測深度增加而下移，需要采用動態濾波來解決。3．高頻載波反射回波中包含高頻載波成分，需要用檢波電路得到需要的反射回波幅度信息。4．邊界對反射源的邊界需要用勾邊電路來突出，以便于測量。2008-9醫學超聲儀器原理－之六35（2）TGC電路實現深度增益補償的意義時間增益補償的原理，實質上是要求動態地提供增益控制，TGC電路提供一個隨時間而變的，能跟蹤所預期的回波信號的控制電壓，來控制放大器的增益。近距離處，增益大，遠距離處，增益少。2008-9醫學超聲儀器原理－之六36實現TGC的方法有二：①可在周期性信號的控制下，改變射頻放大器的反饋或偏置；②在控制信號的作用下，使衰減量作周期性改變的電控衰減器串入射頻放大器通道中。（1）改變放大器的反饋或偏置，如圖5-15所示。（2）電控衰減器：將含有二極管、三極管或場效應管的網絡，接入放大器回路中，通過改變二極管，三極管或場效應管的偏置狀態，來改變它的阻抗，起到衰減作用，這種網絡稱為電控衰減器2008-9醫學超聲儀器原理－之六37改變放大器的反饋或偏置電控衰減器2008-9醫學超聲儀器原理－之六383．控制電壓發生器2008-9醫學超聲儀器原理－之六39（3）動態濾波定義所謂動態濾波，其實就是一個頻率可控的選頻網絡，從醫學角度講，就是通過動態濾波把有診斷價值的回波提取出來，而濾除近場的過強低頻成分和深部的高頻干擾。2008-9醫學超聲儀器原理－之六40實現方法動態濾波電路利用變容二極管的結電容隨其反偏電壓的增大而減小，從而改變了選頻網絡的頻率。在探測淺表段，反偏電壓高，則結電容小，選頻網絡諧振頻率高。隨著探測深度的增加控制反偏電壓減小，則結電容隨探測深度的增加而逐漸變大，選頻網絡的頻率降低。因此選頻網絡槽路特性逐漸由高通轉低通，從而達到了動態濾波的目的。2008-9醫學超聲儀器原理－之六41又稱“可變電抗二極管”。是一種利用pn結電容（勢壘電容)與其反向偏置電壓Vr的依賴關系及原理制成的二極管。所用材料多為硅或砷化鎵單晶，并采用外延工藝技術。反偏電壓愈大，則結電容愈小。變容二極管具有與襯底材料電阻率有關的串聯電阻。主要參量是：零偏結電容、零偏壓優值、反向擊穿電壓、中心反向偏壓、標稱電容、電容變化范圍（以皮法為單位）以及截止頻率等，對于不同用途，應選用不同C和Vr特性的變容m極管，如有專用于諧振電路調諧的電調變容二極管、適用于參放的參放變容二極管以及用于固體功率源中倍頻、移相的功率階躍變容二極管等。2008-9醫學超聲儀器原理－之六422008-9醫學超聲儀器原理－之六432008-9醫學超聲儀器原理－之六44日立EUB-240型B超儀中的DF電壓發生器2008-9醫學超聲儀器原理－之六45具有增益控制和動態濾波的放大器2008-9醫學超聲儀器原理－之六46（4）對數放大器對數放大器就是用于對信號實施對數壓縮的這樣一種非線性放大器超聲回波信號的動態范圍可達100dB以上，甚至可達120dB。在這一動態范圍中：①由于界面聲阻抗差異引起的動態范圍為20dB。②聲與界面成不同角度的“對準效應”產生的動態范圍為30dB。③超聲衰減產生的動態范圍為1dB/cm·MHz。TV顯像管顯示的有效動態范圍為20~26dB，與超聲回波信號的動態范圍差別甚大。如果簡單地將超聲回波信號直接通過TV顯示，不僅不能獲得對原幅度的不同顯示，還將在強信號時出現孔闌效應，以至強信號一片模糊，而弱信號星星點點，使有價值的信息丟失。為此必須通過對數壓縮來均衡這種差異。2008-9醫學超聲儀器原理－之六47對數放大器分為：真對數放大器和似對數放大器。（1）真對數放大器：其輸出輸入電壓間成嚴格的對數關系。二極管、三極管都是真對數器件，但動態范圍小。B超中不能用。（2）似對數放大器：依多致直線或曲線相加的方法來逼進對數函數的原理，采用高級單元放大器相加構成的對數放大器稱為似對數放大器。2008-9醫學超聲儀器原理－之六482008-9