摘 要：为了补偿医学超声内窥镜中超声信号的传输衰减，设计了由 AD8065、AD8331 和现场可编程门阵列(FPGA)组成的前置放大与增益补偿电路.电路采用 AD8065 实现超声换能器与增益补偿电路间的阻抗变换，然后，根据超声信号在人体组织中的衰减规律，由 FPGA 输出补偿控制电压，控制 AD8331 实现对回波信号的补偿放大.对实际超声回波进行的补偿实验表明，该电路能够有效地补偿超声信号的传输衰减，而且，利用 FPGA 的可编程性，该电路可根据不同的衰减曲线进行灵活配置.
超声在人体组织中传播时，其强度将随着穿透深度的增加而减弱.具有相同声反射系数的组织位于不同深度时，其回波信号幅度也不同，如图 1 所示，随着超声频率的提高，这种衰减更为严重.为了使超声诊断设备所显示的波形幅度能正确地反映组织的声反射特性，就需要根据深度(即时间)的变化对超声回波信号做不同程度的放大，实现该功能的电路被称为时间增益补偿(time gain compensation，TGC)电路[1].
医学超声内窥成像系统是将微型超声探头通过电子内窥镜的活检通道伸入体腔，接近目标器官，由微型电机驱动超声探头做 360°旋转，对人体内腔断层扫描成像.与体外超声相比，探头与器官间距离更短，避免了脂肪和体腔内气体对成像的影响，获得的图像信息比体表上获得的扫描信息准确详细[2-3].接收回波信号质量的好坏对医学超声内窥成像系统的性能有决定性作用，为了满足系统对空间分辨力、信噪比和功耗的要求，必须采用高性能的超声放大及增益补偿电路.
目前设计可变增益放大器的方法主要有两种：一种是采用分立元件组成的可变增益电路[4];另一种是直接采用集成的可变增益放大器(如 AD604 芯片)组成可变增益电路[5].后者与前者相比集成度高，电路更为简单，信噪比更高.笔者针对医学超声内窥成像系统中超声频率高、发射功率小的特点，选择高信噪比、高带宽的新型可变增益放大器件 AD8331，实现超声的增益补偿电路.
1 系统概述及设计思路
1.1 超声内窥成像系统
医学超声内窥成像系统以微型超声探头为传感元件，由微型电机驱动探头做 360°旋转，对人体内腔断层扫描成像.采用单探头分时共用的方法[6]，即在一定时间内超声探头受到发射脉冲的激励，发射出超声波，而在发射结束后它又作为接收传感器接收回波信号，并将其转化为电信号，进行信号处理，获得断层扫描图像.其系统构成如图 2 所示.
1.2 微型超声内窥探头设计
医学超声内窥成像系统采用微型电机前置的超声探头设计，与国际上主流的体外电机驱动的超声探头不同，笔者将超声探头和旋转电机整合成一体，实现了整体的微型化，如图 3 所示.
内窥超声探头需通过电子内窥镜的活检通道进入体内，活检通道的内径仅为 2.8,mm，在其入口附近还有一段 90°的硬管弯曲部分，如图 4 所示.在此限制下，最终设计的微型超声探头其整体(包括超声换能器、超声电机及其连接部分)的直径为 2.2,mm，不可弯曲长度为 14,mm.
微型超声探头的电机前置这一新型设计方案延长了超声探头的使用寿命.目前医学诊断使用的超声探头平均发射功率在 0.01,2W cm 以下，由于探头有效面积仅为 5.4,2mm ，超声探头的平均发射功率较普通体外超声探头有所降低，直接影响超声波的穿透深度和系统的信噪比.为此，需要设计高性能的前置放大和增益补偿电路，提供较大的增益补偿范围，在保证系统探测深度的同时提高信噪比.
2 增益补偿电路
2.1 增益补偿原理
实验表明，超声在生物组织中传播时，随着传播距离的增加，其能量按照指数规律衰减[1]. 用α 表示平均衰减系数，用 R ( x )表示在 x 处的反射系数，则回波信号为
式中：c 为超声波在组织中的传输速度;t 为超声波到达反射面的时间;0I 为入射波声强.
假设放大倍数为 G (t )，在 x处的超声回波经过时间增益补偿后的回波强度应该相同，即
式中 M 为常数.由于 R ( x )、0I 和 x 为已知量，所以G (t )可以表示为
式中 C 为一常数.由式(4)可知，补偿增益的分贝数和超声波传输时间呈线性关系.据此，笔者采用增益随电压变化的放大器，并按照超声增益衰减的曲线设计电压随时间变化的曲线，实现超声回波的增益补偿.
2.2 增益补偿电路设计
2.2.1 前置放大电路
组织反射的超声回波信号被换能器接收并转换成电信号，该信号在微伏量级，必须经前置放大才能进一步处理[7].前置放大电路需要有足够大的增益，在放大器的选择上要考虑阻抗匹配特性、灵敏度和合适的带宽范围.美国 ADI 公司生产的集成运算放大器 AD8065 是一种高速场效应管(Fast FET)电压反馈运算放大器，由于场效应管具有很高的输入阻抗，非常适用于多级放大电路输入级的阻抗变换.
AD8065 的单位带宽为 145,MHz，输入电压噪声仅为 7,nV Hz ，压摆率为 180,V/μs，最大偏移电压为 1.5,mV，输入阻抗高达 1015, .该放大器的性能参数很适合作本系统超声回波信号的前置放大器.
前置放大电路采用二级运算放大器串联的同相放大结构，如图 5 所示.每一级的放大倍数等于F GR / R + 1，可以通过调整电阻FR 值改变放大倍数.
2.2.2 增益补偿电路
表 1 是美国 ADI 公司生产的两种可变增益放大器 AD604 和 AD8331 在同等输入信号条件下的性能参数对比，可见，本系统采用的 AD8331 比 AD604 具有更高的带宽、更低的功耗和更高的信噪比.
增益补偿电路由可变增益放大器 AD8331 及其控制电路组成，如图 5 所示.经过隔离和前置放大的超声回波信号由 INH 管脚进入 AD8331，由 VOH 和VOL 管脚差分输出，经过带通滤波后进入 12 位ADC.
由于 AD8331 的增益分贝数与输入的控制电压GAINV 成正比，因此只需在 G A I N 管脚输入周期性变化的线性电压，就可以对回波进行增益补偿.AD8331 的增益控制功能主要由 MODE 、GAIN 、HILO 3 个管脚来实现，根据 AD8331 的芯片手册，当MODE=LO、HILO=LO(MODE 和 HILO 管脚设置为低电平)时，其增益(dB)为
式中GAINV 为控制电压.GAINV 的输入有效范围是40,mV～1,V，根据式(5)可算出此电路能够提供最大48,dB 的增益补偿范围.
AD8331 的控制电路由 FPGA 、数模转换器AD7801 和参考电压芯片 ADR127 组成，其作用是产生周期性的控制电压GAINV ，如图 5 所示.AD7801 是ADI 公司生产的 8 位数模转换器，采用+5,V 供电，与系统的其他芯片供电一致.它具有 833,kSPS 的采样率和 1.2,μs 的建立时间，而功耗仅为 12.9,mW，因此能够满足医学超声内窥成像系统高精度和快速的要求.AD7801 在 FPGA 的控制下产生增益控制电压GAINV ，根据 AD7801 的芯片手册，可得
式中：N 为 FPGA 输入到 AD7801 的二进制数;REFV为 AD7801 的参考电压.
尽管 AD7801 自带 2.5 V 的参考电压，但为了进一步提高精度，外接了参考电压源 ADR127，它能提供给 AD7801 精度为 0.2%的 1.25 V 参考电压.
2.3 FPGA 同步控制
该系统采用美国 Altera 公司的 Cyclone 系列的芯片实现数据传输通道的同步控制功能，利用Quartus Ⅱ软件进行设计、调试和仿真，可以用软件的方式实现硬件的功能[8].
FPGA 作为传输控制模块，完成以下 3 个部分的工作：①产生行同步脉冲信号，控制超声探头以行同步脉冲的周期发射超声波;②产生增益补偿所需放大倍数的数字量以及数字量转化为模拟量的输出控制信号，以实现增益的可控变化;③控制 ADC 进行模数转换的时刻.工作时序如图 6 所示.
图 6 中行同步脉冲为超声激发电路提供发射基准时刻，该脉冲由 FPGA 系统时钟分频得到.行同步脉冲低电平时，超声激发电路激励超声换能器发射一次超声波，其回波为图像的一条扫描线信号，在图像上显示为一行.对于增益倍数控制，一方面，FPGA产生增益补偿所需放大倍数的数字量，与 D/A 转换器的数字增益控制输入端相接，将放大倍数由数字量转换为模拟量;另一方面，给 AD7801 提供片选信号CS 和写入信号 WR，控制 AD7801 的输出端输出相应的模拟电压，如图 7 所示.
FPGA 产生的 AD 转换控制信号在回波采样时间段内为 ADC 提供低电平信号，控制 ADC 开始模数转换，实现超声回波信号的 12 位数字输出.
3 实验结果及分析
超声在人体组织中的平均衰减系数为 0.7,,dB/cm ，实 验 中 ，利 用 FPGA 控 制 数 模 转 换 器AD7801，输出与超声衰减斜率相对应的增益控制电压曲线.图 8 显示了在 FPGA 的控制下，AD7801 产生的周期性增益控制电压.在此电压作用下，AD8331对回波信号进行增益补偿.
将前置放大电路与超声信号发射电路进行连接，系统采用的超声换能器所激发出的超声波频率为6,MHz，超声波经过相同的两层反射面得到两个回波，如图 9 所示.图 9 中的 A1曲线表示的是经过前置放大后两层反射面的回波.A2曲线是经过增益补偿后两层反射面的回波.由A1曲线可以看出，由于传播距离不同，第 2 层回波的衰减明显比第 1 层回波大了很多.接入增益补偿电路以后，超声回波得到了增益补偿，如图 9 上 A2曲线所示，第 2 层的回波与第 1层回波的幅值相同，达到了预期的效果.由于增益补偿的同时噪声也被放大，故在增益补偿后面加入了滤波电路对噪声进行滤除.
4 结 语
分析了用于医学超声内窥成像系统前置放大和基于 FPGA 控制的增益补偿电路的设计，并将此电路接入系统中进行实验.实验结果表明，该方案能够有效地对医学超声内窥成像系统进行放大和增益补偿，较以往的增益补偿电路性能有了较大提升.该电路前置放大部分的增益可调，并能够根据需要利用FPGA 编程产生不同的增益曲线，灵活多变.该方法适用于消化道、胰管、胆管以及血管等人体内管状腔体部位的超声检测，是一种稳定可靠的数字化医学超声内窥成像系统的前端方案.
参考文献：
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[8] 吴继华，王 诚. Altera FPGA/CPLD 设计[M].北京：人民邮电出版社，2005.Wu Jihua，Wang Cheng. Altera FPGA/CPLD Design[M]. Beijing：People Post and TelecommunicationsPublishing House，2005(in Chinese).
基金项目：国家高技术研究发展规划(863)项目(2007AA04Z339);国家自然科学基金资助项目(60827005);
教育部重点资助项目(106048).
作者简介：陈晓冬(1975— )，男，博士，副教授.
通讯作者：陈晓冬，xdchen@tju.edu.cn.
