（电路与系统专业论文）数字超声回波信号采集系统的设计.pdf

摘要 捅要 超声成像在上个世纪4 0 年代就被利用来检查人体，7 0 年代已发展到观察心 脏和胎儿的活动。由于其成像快、诊断及时、无危险和痛苦等特点，超声成像被 广泛地应用于医学检查及治疗，在临床上已得到普及，成为医学影像学中重要的 组成部分。 随着电子计算机、现代信号处理技术的不断发展，超声成像系统逐渐向全数 字化方向发展。全数字超声成像技术在接收前端将回波信号转变为数字量，通过 设计专用a s i c 系统替代传统模拟处理电路，实现信号的延迟、叠加及信号处理， 使图像更清晰、更准确，分辨率更高，提高了超声诊断设备的质量。 本论文详细介绍了数字超声成像系统中数据采集电路的设计方案和功能特 性。提出了一种超声数据采集系统的方案，该电路以a d i 公司的高速a d 转换 芯片a d 9 2 2 8 为基础，可以实现最高达6 5 m s p s 的模数转换速率。为了简化a d 接口，方案使用f p g a 实现l v d s 信号的电平转换，以及串并转换，实现数字信 号的并行输出。由于a d 转换的速率较快，转换后的数据在上传p c 机之前需要 有一级起缓冲作用的存储器，在多种类别的存储器之中，经过对其存储速率，存 储容量及其性价比等多方面考虑，我们选择了s d r s d r a m ，即单数率同步动态 随机存取存储器。最后通过u s b 串行数据总线传输方式将存储在s d r s d r a m 中的数据传输至p c 中，以备后续成像处理。 关键词：超声成像，数据采集，高速a d 转换，l v d s 信号，串并转换，s d r a m 存储，u s b 串行总线传输。 a b s t r a c t u t r a s o u n di m a g i n gh a sb e e na p p l i e di nb o d ye x a m i n a t i o ns i n c et h e1 9 4 0 s a n d s o o nd e v e l o p e dt ot h ea p p l i c a t i o ni no b s e r v i n gt h eh e a r ta n df e t a la c t i v i t i e s i nt h e 1 9 7 0 s b e c a u s eo fi t sh i g hs p e e di m a g i n g ，t i m e l yd i a g n o s i s ，s a f e t y , p a i n l e s s a l l do t _ l l e r c h a r a c t e r i s t i c s ，u l t r a s o u n di m a g i n gi sw i d e l y u s e di nm e d i c a le x a m i n a t i o n a l l d 骶a t m e n t i t sd i n i c a lp r a c t i c e h a sb e e np o p u l a r a n di t b e c o m e sa ni m p o r t 翘t c o m p o n e n t o fm e d i c a li m a g i n g w i t ht h ee l e c t r o n i cc o m p u t e r , m o d e ms i g n a lp r o c e s s i n gt e c h n o l o g y , u l t r a s o u n d i m a g i n gs y s t e mg r a d u a l l yt o a l l - d i g i t a ld i r e c t i o n a l l d i g i t a l u l t r a s o u n d1 m a 9 1 n g t e c l l n 0 1 0 9 yt r a l l s f b 咖se c h os i g n a li n t oad i g i t a ls i g n a li nt h e r e c e i v e rf r o n t 。e n d t h e s v s t 锄w ma c c o m p l i s hs i g n a ld e l a y , c o m b i n a t i o na n ds i g n a lp r o c e s s i n g t h r o u g ha d e d i c a t e da s i cd e s i g ns y s t e mt or e p l a c et r a d i t i o n a la n a l o gp r o c e s s i n g c i r c u l t t h e i m a g ei sm o r ed e a r ，m o r ea c c u r a t er e s o l u t i o n ，a n di t a l s or a i s et h eq u a l i t yo f u l t r a s o u n dd i a g n o s t i ce q u i p m e n t t h i sp a p e rd e s c r i b e st h ed e s i g no fd a t aa c q u i s i t i o nc i r c u i ti nu l t r a s o n i cl l n a 9 1 n g s v s t e m t h ed e s i 印b a s e so nh i g hs p e e d a dc o n v e r t e ra d 9 2 2 8 ，w h i c h c a l lr e a c ht h e h i g h e s tc o n v e r t e rr a t ea t6 5 m s p s t os i m p l i f yt h ea di n t e r f a c e ，t h ep r o 伊锄u s m g t h ef p g at oa c h i e v el v d s ss i g n a lc o n v e r s i o na n dd e s e r i a l i z e r , a tl a s t a c h i e v et h e p a r a l l e ld i g i t a ls i g n a lo u t p u t a st h ea dc o n v e r s i o nr a t ef a s t e r , a f t e rd a t ac o n v e r s l 衄 a i l db e f o r et h es i g n a la r r i v et h ep c ，i tn e e dab u f f e rm e m o r y a f t e rc o n s i d e ro f i t s s t o r a g er a t e s ，s t o r a g ec a p a c i t ya n dp r i c ea m o n g av a r i e t yo ft y p e s0 fm e m 0 w e c h o s et h es d r 。s d r a m ( s i n g l ed a t ar a t e s y n c h r o n o u sd y n a m i cd a n d o m a c e e s s m e m o r y ) f i n a l l y , t h r o u g ht h eu s b s e r i a lb u sd a t at r a n s m i s s i o n ，t h es y s t e mt r a n s t 盯 t h ed a t a , s t o r e di nt h es d r s d r a m ，t o p c i no r d e rt op r e p a r ef o l l o w 。u pl m a g t n g k e yw o r d s ：u l t r a s o n i ci m a g i n g d a t aa c q u i s i t i o n ，h i g hs p e e da dc o n v e r t e r ， l v d sd a t a ，d e s e r i a l i z e r i i i 第一章绪论 第一章绪论 超声是指高于人的听觉范围的声音，通常是指频率高于2 0 k h z 的机械波。 在医学应用中的超声频率一般在1 m h z 至几十m h z 之间。现代医学超声的基础 是1 8 8 0 年j a c q u e s 和p i e r r ec u r i e 发现的压电效应。1 9 5 3 年，j j w i l d 和j m r e i d 首次将超声成像( u l t r a s o u n di m a g i n g ) 应用于医学，1 9 5 8 年商业化的超声成像产 品问世，并从此在医学领域逐渐占据了越来越重要的地位，现在，超声成像仪器 已成为继x 射线成像设备之后的第二大类医学影像仪器。 超声在医学中的重要作用在于它不但可以穿透人体，而且可以于身体组织 相互作用。x 射线通过人体时只发生衰减，而超声波穿过人体则还要经过折射和 反射。这可发生在超声波经过的任何界面上，其作用就如同光束经过一个非均匀 物质一样。在医学应用中的超声波是一种纵向波，它的传播速度比x 光慢许多， 从而使传播时间容易测量，如脉冲回波法( p u l s ee c h om e t h o d ) 的应用。还有一 个重要的特性，就是与可听声谱不同，超声波的波长很短，从而有利于窄脉冲波 束的实现，因此声源可以做的小而紧凑。超声波的这些特性，加上电子技术的发 展，使得超声成为最常用的医学诊断设备之一。与其他成像相比，超声成像具有 实时性好、无损伤、无痛苦以及低成本等独特的优点1 2 】。 1 1医学超声成像及其方法 医学超声成像是用超声波获得物体可见图像的方法，利用超声对人体的作用 与反作用规律，观察在生理和病理状态下人体结构的形态学特征与变化的规律。 由于声波可以穿透很多不透光的物体，故利用声波可以获得这些物体内部结构声 学特性的信息，超声成像技术将这些信息变成人眼可见的图像，即可以获得不透 光物体内部声学特性分布的图像。因此，超声成像是人们获得不透光物体内部声 学特性分布最直观的方法。 医学超声诊断成像有多种方法，可以是反射成像，也可以是透射成像或散射 成像，土要有以下几类： 1 脉冲回波法 诊断信息产生于超声经人体组织界面的反射和散射后的信号强弱，这是目前 使用最广泛的方法。 2 多普勒法 诊断信息产生于超声经运动着的人体组织界面和血流细胞所反射和散射后 的超声信号的频移，或者说多普勒频移。目前应用这类成像方法的设备的品种比 较多，如胎儿听诊器、血流检测仪、多普勒诊断系统和彩色血流显像仪等。 第一章绪论 3 透射法 诊断信息产生于超声透射过人体组织后的幅度及相位的变化，其应用有超声 全息、透射型超声c t 、透射型超声显微镜等。 按信号显示方式的不同，脉冲回波法分为a 型、m 型及b 型三大类。 1 a 型显示方式 a 型显示是超声诊断仪最基本的一种显示方式，因其回声采用幅度调制 ( a m p l i t u d em o d u l a t i o n ) 而得名。在阴极射线管荧光屏上，以横坐标代表被探测物 体的深度，纵坐标代表回波信号的幅度，由探头( 换能器) 定点发射获得的回波所 在的位置可测得人体脏器的厚度、病灶在人体组织种的深度以及病灶的大小。根 据回波的一些特征，如波幅和波密度等，还可以在一定程度上对病灶进行定性分 析。 由于a 超仪显示的是回声波形图，只能反映局部组织的回波信息，不能获 得在临床诊断上需要的解剖图形，且诊断的准确性和操作医生的识图经验关系很 大，因此其应用价值已渐见低落，很少被医院使用了。 2 m 型显示方式 m 方式显示的图像是由运动回波信号对显示器扫描线实行辉度调制，并按 照时间顺序展于f ( t i m e m o t i o n ) 而获得一维空间多点运动时序图，故称之为m 型 超声诊断仪。 m 型超声诊断仪发射和接收的工作原理与a 型相似，不同的是其显示方式。 对于运动脏器，由于各界面反射回波的位置及信号大小是随时间而变化的，如果 仍用幅度调制的a 型显示方式进行显示，所显示波形会随时间而改变，得不到 稳定的波形图。因此m 超仪采用辉度调制的方法，使深度方向所有界面反射回 波，用亮点的形式在显示器垂直扫描线上显示出来，随着脏器的运动，垂直扫描 线上的各点将发生位置上的变动，定时的采样这些回波并使之按时间先后逐行在 屏上显示出来，便可构成一副反射界面的活动曲线图。 m 型超声诊断仪对人体中的运动脏器，如心脏、胎儿胎心、动脉血管等功 能的检查具有优势，并可进行多种心功能参数的测量，如心脏瓣膜的运动速度。 加速度等。但m 型显示仍不能获得解剖图像，它不适用于对静态脏器的诊查。 3 b 型显示方式 采用b 型显示方式的仪器称为b 型超声诊断仪，简称b 超仪。b 超仪采用 亮度调铝l j ( b r i g h t n e s sm o d u l a t i o n ) 方式来显示回波信号的强弱，因此而得名b 超。 b 型显示时，探头中的换能器所发射和接收的超声波方向按一定规则扫查过一个 平面所以显示的b 型黑白图像是一幅两维的截面声像图，因此常把这类仪器称 为超声断层显像仪，国外则常称它为b 型超声扫查仪( u l t r a s o u n db m o d e 2 第一章绪论 s c a n n e r ) 。 因为脉冲回波法可获得回波信号幅度和回波反射源深度的信息，调亮后的 光点亮度( 通常称为灰阶) 与回波幅度间存在一定的函数关系( 由显示管的调制特 性决定 ) 。在b 超仪的接收放大通道中使用对数放大器，因此调亮所用的回波信 号己经经过对数压缩处理，于是显示出来的两维黑白图像具有很大的动态范围， 其灰阶代表着反射( 或散射) 系数的变化。声阻抗大的组织和结石等物质( 质量密度 大的组织和物质，其声阻抗通常也大1 ，其反射系数也大，所以b 超图像上的光 点亮度也高。 b 超图像所能显示的组织界面及组织内部不均匀性的反射系数的变化范围 很大，加之二维截面声像图的解剖学特性，使得b 型图像具有极大的诊断价值。 目前，b 超图像诊断已适用于医院的很多科室，促进了b 超成像仪的技术发展及 产品系列化进程。 4 c 型显示方式 c 式显示也是一种亮度调制的显示，也是以灰阶显示的二维切面声像图。所 不同的是，通常b 超仪所获得的是超声波束扫查平面本身的切面像，即纵向切 面像；而c 型扫查所获得的是距离探头某一特定深度的与扫查声束轴向相垂直 的切面像，即横向切面像。可见c 型扫查平面与常规的b 超仪扫查平面是相互 垂直的，改变c 型扫查深度，便可获得不同深度的c 型切面图像 3 1 4 1 。 1 2 超声成像的进展 1 8 世纪末，人们开始意识到自然界中普遍的存在一种人耳不可听见的声音。 之后人们发现某些动物能发出超声，其中最具代表性的当数蝙蝠和海豚。经研究 表明，蝙蝠能利用其自身的生理特点发射和接收电磁波，以躲避障碍。人们经过 长时间对动物的研究，掌握了超声的普遍规律。第一次世界大战中，法国物理学 家郎之万( p a u ll a n g e v i n ) 研制出石英换能器及夹心结构。现在人们已经掌握了 产生、接收各种所需频率、频谱、声强i 功率、波型的超声的方法、技术与设备。 具体的说就是利用各种超声换能器，将其他形式的能量，如机械能、电磁能、光 能等，转化为超声振动能量并向各种媒质中发射，然后利用超声接收器将超声场 的各种声信号转换为便于处理的电信号或光信号，通过各种显示终端，变为可见 信号或图形显示。 现代超声波技术己广泛应用于国民经济的各个领域：电子、航空、航天、造 船、机械、冶金、轻工业、交通、能源、地质勘探、无损探伤、无损检测、通讯、 医学、化学、生物、食品、环保等。现代超声诊断仪通常使用“冲击激励”的方法 产生超声波发射，通过对振元施加单个极性脉冲，使振元产生持续时间极短的机 3 第一章绪论 械振荡而发出超声波来检测被测区域。 近几十年来，随着超声技术的日趋成熟，特别是可靠性和安全性的日益完善， 所以已经广泛地被医疗行业所采用。 自从1 9 5 3 年首台医学超声成像仪器问世以来，经过五十多年的发展，超声 诊断设备在技术上有了飞速的进展，系统功能、图像质量、成像速度等方面的性 能有了明显的提高。技术的进步又推动了临床应用的发展，超声扫查几乎涉及了 人体内所有的器官，被广泛地应用于医学检查及治疗，在临床上已得到普及，成 为医学影像学中重要的组成部分。 近一、二十年来，由于高科技迅速向医学领域渗透，医疗设备获得了飞跃的 发展超声诊断技术，是以超声波为信息载体，用以探查与提取人体的生理或诊 断信息，它具有安全、无痛、适用面广、直观、可重复检查、操作方便、价廉及 对软组织鉴别力强等一系列优点，在当前的医学四大影像诊断技术中，已占 有非常重要的地位，被广泛用于临床诊断、计划生育及康复保健等领域。超声诊 断设备已成为一种普及的常规诊断设备。 a 型超声诊断仪的出现至今已有5 0 余年。半个世纪以来，超声诊断仪又先后 增加了m 型、b 型、c f m 型、c 型和3 d 型系统。类型丰富的超声诊断仪，在临床 的应用范围日益广泛，普及程度已超过x 线装置。 从a 型、m 型发展到b 型，有近2 0 年的历程，而b 型的出现至今也有3 0 年。b 超现今已成为超声诊断的最基本技术。3 0 年来已经历了模拟、模拟数字混合和 全数字技术三个台阶。上个世纪9 0 年代，由于超高密度( 1 9 2 ，2 5 6 阵元) 、超宽频 ( 5 m h z 以上) 探头的发展，采用现代计算机技术和图像处理技术，已能形成高质 量的声束( 分辨率极高) 获取超宽频信号和细微变化的信息。高质量的图像( 信息量 丰富而真实) 不仅提供了高的空间分辨率和对比分辨率，而且提高了十分重要的 组织鉴别力，有力地增强了超声临床诊断效果。c 型很早已出现，但直到上个世 纪8 0 年代和三维( 3 d ) 超声结合在一起才引起临床的重视。它们向医生提供了更丰 富更详尽的解剖信息价。 多普勒技术从另一个方面引起医生的兴趣，它提供了人体的血流及其动力学 信息，特别在上个世纪8 0 年代和b 型结合在一起组成双功系统，同时提供解剖学 和血流动力学信息，有力地促进了超声诊断技术的发展。2 0 世纪8 0 年代后期出现 的c f m ( 彩色血流图) 使双功系统更为完善【3 】【5 1 。 1 3 课题背景、任务及意义 据估计，我国县及县以上医院有1 5 ，0 0 0 多家，乡村卫生院5 万余家，超声诊 断设备的需求量是很大的，而且随着经济的发展，人民生活水平日益提高，医疗 4 第一章绪论 条件逐步改善，超声诊断设备的需求量在逐年上升。潜在市场和发展前景都是非 常可观的。 b 超种类繁多，技术复杂，从所采用的关键技术上可分为模拟式和数字式， 而数字化技术在近几年发展迅猛，在一定程度上代表了今后超声诊断设备的发展 趋势，这也是由整个电子技术领域的发展趋势所决定的。从总体趋势来看，无论 哪种b 超，其图像质量都越来越高。 随着电子计算机、现代信号处理技术的不断发展，超声成像系统逐渐向全数 字化方向发展。全数字超声成像技术在接收前端将回波信号转变为数字量，通过 设计专用a s i c 系统替代传统模拟处理电路，实现信号的延迟、叠加及信号处理， 使图像更清晰、更准确，分辨率更高，提高了超声诊断设备的质量。数字式超声 将使系统向着小型化、便携式方向发展，使制造成本下降，可以在大中小医院中 装备，医生也可以携带在野外对病人进行诊断。 数字化超声成像技术的最主要关键点在于如何在接收前端将超声回波信号 及时有效的转化为数字量的过程，我们根据a d i 公司最新推出的一款芯片 a d 9 2 2 8 来化解这一问题。a d 9 2 2 8 是a d i 公司针对全数字超声系统推出的4 通道 单芯片模拟前端。其极高的集成度允许医疗设备设计师将超声系统的信号通道尺 寸减少5 0 ，电路板占用面积减少约4 0 ，顺应了当今超声仪器向小型化、便携 式方向发展的趋势，使制造成本下降，可以在大中小医院中装备，医生也可以携 带在野外对病人进行诊断。同时，可大大降低仪器的噪声水平，各项性能指标得 到显著提高，在实现小型化的同时保证了图像的高质量，提高了医学超声影像诊 断的准确性。 本课题以本实验室所进行的高帧率( h f r ) 超声成像算法为基础，将完成基 于a d 9 2 2 8 的数字超声成像仪的回波信号采集电路的设计与调试。数字超声回波 信号采集系统的设计主要工作在于模数转换( 刖d ) ，高速数据存储和数据传输 三大功能模块的方案设计。基于以上功能模块，本论文的内容安排如下： 第一章，绪论：描述超声成像方法和进展，并提出课题的背景，意义和工作 内容。 第二章，系统总体设计：主要介绍了超声脉冲回波成像原理，并对数字超声 回波成像系统提出总体设计方案和步骤。 第三章，数模转换( a d ) 电路的设计：主要对系统的模数转换( a d ) 电路提 出设计要求，设计方案和实现方法，并描述f p g a 的内部结构和v h d l 语言编程。 第四章，高速数据存储器的电路设计：主要介绍了s d r a m 的原理，操作方 法和通过f p g a 来实现s d r a m 控制器的设计。 第五章，u s b 数据传输电路的设计：介绍了u s b 数据传输的原理，u s b 应用 5 第一章绪论 6 程序的设计。 第六章，验证与结论：通过实验得到数据，然后分析数据，验证系统功能是 否达到设计要求。 第二章系统总体设计 第二章系统总体设计 超声成像诊断设备根据设备工作原理来分，可以分为三类：脉冲回波法，多 普勒法和透射法。脉冲回波成像法的诊断信息产生于超声经人体组织界面的反射 和散射后的信号强弱，这是目前使用面最广的一类诊断设备。这也是本论文所设 计的成像系统所采用的成像方法。 2 1脉冲回波超声成像仪的工作原理 脉冲回波成像的工作原理就是利用超声换能器向人体内部发射超声脉冲，遇 到组织器官界面是将产生反射脉冲信号，即脉冲回声信号，检测这些回声信号， 就能对此组织器官进行定位，并检测组织的特性 5 1 。 脉冲回波法超声诊断系统的实际工作的主要部件如图2 - 1 所示： 图2 - 1 脉冲回波法超声诊断仪原理方框图 由时序电路发出的触发脉冲使发射电路产生一个窄脉冲，其脉冲宽度通常是 换能器工作频率的倒数的一半左右，即 1 。万 一，o 其中：v o 为发射脉冲的宽度，0 为换能器的工作频率。 换能器受到脉宽为的电冲击之后，由其逆电压效应而产生衰减的超声波。 换能器中带负载的压电振子等效为一个低q 回路，因此通常只有几个振荡周期就 使幅度衰减到2 0 d b 以下。下一个发射脉冲将在数百微秒以后才到来，其时间间 隔将不少于超声到达最大探测深度所需要的时间的两倍，即 ，r 、2 尺。 z = 丝 c 其中：t 为最小允许的发射脉冲周期，月一为最大探测深度，c 是超声在人 体内的传播速度。 7 第二章系统总体设计 超声在人体组织中的平均传播速度为1 5 4 0 m s ，这相当于i c m 深度来回传播 所需时间为1 2 9 9 脚。最大的探测深度为2 0 c m 时，t 应大于2 6 0 艘。 1 脉冲重复频率，。定义为每秒钟内脉冲发射次数，即e 。三 ， 2 在脉冲回波法超声诊断设备中，超声波的发射与接收是共用一个换能器的， 所以收、发电路互相连在一起的。为了避免高压发射脉冲击坏接收放大器，所以 接收放大器前面必须插入接收隔离电路。对此电路的基本要求是阻止高压脉冲进 入放大器，而接收的回波信号都能无损好的传送到放大器去。 从发射脉冲结束到2 r 。，c 期间是接收放大器的有效工作时间，从不同深度 处的反射界面所反射回来的超声波经压电振子的压电效应变换为电信号，这些代 表不同深度反射的电信号将按先后次序进入放大器。放大器具有足够的放大量， 能将比较微弱的反射信号放大到数百毫伏以上，甚至几伏特。此信号经过检波， 就可得到代表反射界面的深度( 距发射脉冲的时间间隔) 和特性( 反射强度及厚度) 的电信号。 s t c ( 即灵敏度时间补偿，s e n s i t i v i t yt i m ec o m p e n s a t i o n ) 或t g c ( 即时间 增益控制，t i m eg a i nc o n t r 0 1 ) 用来控制接收放大器的放大倍数，以便补偿超声 在人体传播过程中的衰减，是从近场与远场反射回来的回波信号幅度基本上只与 反射或散射系数成比例，而与反射或散射源所处的位置无关。 检波后的信号做一定的信号处理与视频放大后可按一定的方式显示在显示 器上，脉冲回波法超声法诊断仪的主要显示方法分为a b m 型三种。据此，有 经验的医生就能方便的作出病情诊断。 2 2 高帧率( h f r ) 超声成像系统 帧率或帧频是指单位时间内超声成像系统重建的图像帧数。帧率越高，系统 的时间分辨率就越强，系统也就具有较好的动态特性。一般的超声成像系统的工 作过程是：超声传感器发射聚焦的超声波束到人体，由于人体内部媒介的非均匀 性而产生反射回波。系统对回波进行所谓的动态聚焦处理，最后生成图像。这里 动态聚焦是为了提高超声成像的质量。显然无论是发射聚焦和接收聚焦，其聚焦 区域只能是一个很小的区域，因此成一帧像需要多次发射和接收过程，所花时间 一般在数十毫秒。目前的超声成像每秒可产生3 0 帧左右的图像，这对于人体中 一些运动器官( 比如心脏) 的成像和诊断是有一定影响的。 为了进一步提高图像帧率，j i a n y ul u 在1 9 9 7 年提出了一种高帧率( h i g h f r a m er a t e ，h f r ) 超声成像系统，并进行了深入细致的研究。在这种方法中，发 射脉冲平面波到要成像的物体上，然后对接收到的回波信号用参数不同的a r r a y 8 第二章系统总体设计 有限衍射波进行加权处理，其结果经插值后就可得到图像的空间频谱，再通过 f o u r i e r 变换就得到了二维或三维超声图像。因为仅需要一次发射就可以重建一 帧图像，这种方法可以得到很高的图像帧率。比如在生物软组织中，声波的传播 速度大约是1 5 m m m s ，如果成像深度是2 0 0m m ，声波的往返时间是2 6 6 6p s ， h f r 系统可产生每秒3 7 5 0 帧的图像。 高帧率超声成像系统的核心是非衍射波和f o u r i e r 变换。以下分别对二者做 简要介绍： 2 2 1 非衍射波简介 ( a ) 衍射波( b ) 非衍射波 图2 2 衍射波和非衍射波 1 9 4 1 年，s t r a t t o n 首先发现了有限( 非) 衍射波，他证明出图2 3 所示的b e s s e l 波是各向同性波动方程的解。1 9 8 3 年，j n b d t t i n g h 衄首先发现了自由空间标 量波动方程的局域波解，并将其称为自聚焦波动模式。1 9 8 5 年，r w z i o l k o w s k i 发现了另一个局域波解，并提出用l a p l a c e 变换，由该解构造其他新解的方法。 1 9 8 7 年，d u m i n 重新对b e s s e l 波进行研究，发现了自由空间标量波动方程的一 个非衍射解，即d u r n i n 波。该解可以连续波形式表达，并可用光学实验实现。 h s u 等用窄带压电陶瓷超声换能器实现了j 。b e s s e l 波。j l u 等研制成了第一个 j 。b e s s e l 非衍射环形阵列换能器，并将其用于医学声学成像和组织鉴别。 9 第二章系统总体设计 图2 - 3b e s s e l 波 一 1 9 9 2 年，j h 和e g r e c n l e a f 发现了自由空间标量波动方程的一簇通用非衍 射解【2 ”并发现该簇非衍射解中的一子集在轴平面( 柱坐标系) 上具有类似x 的形状，所以称之为“x - w a v e ”。非衍射x w a v e 理论上可以由无限尺寸孔径的 变频器生成，也可以在有限尺寸孔径下近似生成。如果一个非衍射x - w a v e 是在 无限尺寸孔径下生成的，那么它的波形在传播过程中不会随时问和空间的改变而 变化，也不会衰减。即使是在有限尺寸孔径下，也可以用宽带或窄带发生器生成 足够近似的x - w a v e ，并使其在很长的一段距离内不衰减。 和z i o l k o w s k i 的局域渡模型相比，x w a v e 具有一个良好的性质，它的峰值不 会随传播距离的变化而变化。和d u r a i n 波相比，x - w a v e 在单频和多频两种情况下 均为非衍射的，d u m i n 波在单频时不会扩散，而在含有多个频率分量时就会发散。 由于非衍射被具有在一定的距离内不发散不衰减的特性，因此可将其应用到 医用超声成像、组织鉴别、多普勒流速测量、高速数字无线通讯、无损探伤以及 能量的远距离传输上。 第二章系统总体设计 2 2 2f o u ri6 r 成像模型 换能器阵 y 成像物体 图2 4 线性换能器阵列 x 高帧率( h f r ) 成像系统如图2 - 4 所示，在三维空间( x ，y ，z ) 中z = o 处有一无限 大线性换能器阵列，其发射场为沿z 轴传播的平面脉冲波： p ( z - c t ) = 击仁彳 ) e j k ( z - c t ) d k 一击c 彳 弦胆e 一脚 ( 2 2 1 ) 该平面脉冲波的频谱为a ( k ) e 他c 。 这里，a q c ) 为激励信号的频谱。假设成像物体由随机分布的点散射体构成， 并设有一反射系数为f ( x ，y ，z ) 的散射点位于( x ，y ，z ) 处，则这个散射点反射的回 波信号，即二次源为 r ( x ，y ，z ；k ) = f ( x ，y ，z ) a ( k ) e 廊 ( 2 2 2 ) 将同样的换能器阵列用于接收，并用形如式( 2 3 4 ) 的、参数为k x , k ，也的阵 列波对接收信号进行加权处理，则处理后的接收信号为 兵、k ( o n e ) 如o ，y ，z ；七) 一尺 ，y ，z ；尼) 删o ，y ，z ；七) - ， ，y ，z m 沙 弘鼬+ 如y + 跆 ( 2 2 3 ) 其中，上标“o n e ”表示一个散射点。这里参数七：为 ；k + t ( 2 2 4 ) 因为成像系统是线性的，则成像物体总的接收信号就是许多散射点所反射信 号的线性迭加，即 砭, k y 乒z ) = 厂键t ，y , z ；k ) d x d y d z f f ( x ，y ，z ) 么( 七矿( 七弘业一+ 如 雕蚴出 y矿 ( 2 2 5 ) 。，k ，) 一砭“t ) ( 2 2 6 ) 第二章系统总体设计 这里y 为成像空间域。设下标“b l ”表示“有限带宽”。成像物体的图像 是通过频谱( 屯，k y ，) 的f o u r i e r 反变换来近似获得6 1 ： 允 ，y ，z ) = f 以纯，k y ，) ) ( 2 2 7 ) 2 3 系统组成与结构框图 本课题数字超声成像回波信号采集系统就是基于上述高帧率超声成像算法 的实验系统。考虑到帧率的问题，需要有高速的a d 转换芯片，高速的数据存 储及数据传输以保证能及时的将采样的回波信号输送入p c 机做成像处理。如图 2 5 所示为本系统的组成框图。 图2 - 5 系统组成框图 通过超声探头接受到的回波信号，在经过一系列的前端电路，包括时间增益 控制( t g c ) ，滤波电路和固定增益放大电路的处理之后，被送入a d 9 2 2 8 进行 模数转换( a d ) ，经a d 9 2 2 8 转换出来的信号是数字式的l v d s 信号，需要通 过f p g a 进行并行化和电气格式的转换，以便后续通用电气格式的电路可以直接 与信号对接。经过f p g a 转换为并行的1 1 乙电平格式信号后，便可以直接存入 s d r a m 中。因为s d r a m 的速率可达1 3 3 m s ，因此高速a d c 转换的数据可 以暂存在s d r a m 中，在速度上是可以匹配的。之后再将s d r a m 中暂存的数 据通过u s b 总线传输至p c 中，以便做后续的数据处理和超声成像。 1 2 第三章数模转换( a d ) 电路的设计 第三章数模转换( a ，d ) 电路的设计 模数转换电路( a d c ) 主要是一个量化的过程，完成用离散的状态来表示一个 模拟信号。这些状态可用二进制，b c d 或者补码等适当的编码来表示。模数转 换电路( a d c ) 一般分为三种，逐步逼近型，并行比较型和积分型。逐步逼近法 是通用的a d 转换器的最广泛使用的方法之一，其优点是分辨力高，速度高； 缺点是对于快速变化的输入，必须附加一个采样保持电路。平行比较法a d 转 换器常用于要求超高速的系统中。在b 型和多普勒等超声成像诊断设备中，由 于回波信号包含有1 m h z 以上的频率分量，因此在回波信号的数字化过程中，必 须采用这类转化器。而积分法a d 转换器是一种慢速的，高精度器件，在医学 超声领域几乎不用f 3 1 。本系统所选用的是a d i 公司所生产的a d 9 2 2 8 芯片。 j r b 狷i s a g n dc s gs d 装船引d ms c l l i ) t pc l k + c t k - 图3 - 1a d 9 2 2 8 芯片内部结构示意图 d + a d a d + b d 一8 o + c d c b - b f c o f c o - d c o + 翻：c 卜 3 1a d 9 2 2 8 的内部结构和概述 a d 9 2 2 8 是一个具有四路，1 2 - b i t ，4 0 6 5 m s p s 的模数转换芯片。适合用于低 成本、低功耗、小尺寸以及易于使用的场合。该芯片可以运行的最高采样率高达 6 5 m s p s ，而且可以在小尺寸应用方面使其良好的动态性能和低电压特性得到最大 的优化。 在全部应用过程中，a d 9 2 2 8 需要一个1 8 v 的电源供电，和l v p e c l c m o s l v d 兼容的采样速率时钟。多于更多的其他应用而言，不再需要外部参考源或驱动器 件。 a d 9 2 2 8 会自动的倍频所提供的采样速率时钟来匹配适当的l v d s 串行数据。 第三章数模转换( a d ) 电路的设计 数据时钟输出( d c 0 ) 是在输出端辨别数据的，数据帧时钟输出( f c 0 ) 则是新的 输出字节的信号标志。a d 9 2 2 8 的任何一个通道都支持低电压模式，在低电压模 式下，单个通道一般只消耗不超过2 m w 的功率 时钟部分有时钟输入( c l k + ，c l k ) 和时钟输出( f c o + ，f c o ，d c o + ， d c o ) 两部分组成。其中c l k + 为时钟l v d s 正极输入端口；c l k 为时钟l v d s 负极输入端口；f c o + 为帧时钟l v d s 正极输出端口；f c o 为帧时钟l v d s 负极 输出端口；d c o + 为数据时钟l v d s 正极输出端口；f c o 为数据时钟l v d s 负极 输出端口。另外有f c o 的频率为输入时钟频率，d c o 的频率为6 倍的输入时钟 频率。( 如图3 2 所示) 图3 - 2 时钟与数据输出时序图 a d 9 2 2 8 包含了多个特殊功能，就是为了最大化应用的灵活性，最小化系统 的成本，比如可编程控制时钟和数据对，以及可编程的数字化测试模式。数字化 测试模式包括内建的确定的和随机的模式以及用户通过串行接口( s p i ) 输入的 自定义测试模式【”】。 3 2a d 9 2 2 8 的外围电路设计 3 2 1 信号输入的设计 a d 9 2 2 8 模拟信号的输入端有差分输入和单端输入两种形式。 模拟差分输入信号是a d 9 2 2 8 的一种最优的驱动方式。例如使用a d 8 3 3 2 差分 驱动用在a d 9 2 2 8 芯片上，将能提供非常优良的性能，并且在基带应用上也是一 1 4 第三章数模转换( a d ) 电路的设计 个非常有灵活性的接口。将a d 9 2 2 8 的应用于超声医疗仪器的的电路设计中，信 噪比是一个比较关键的参数。差动变压器耦合是一个比较理想的模拟信号输入方 式，因为大多数的放大器的噪声参数都不够实现a d 9 2 2 8 的最佳工作效率。如图 3 3 所示，为a d 9 2 2 8 的模拟信号差动输入接口。图中的旁路电容值决定于输入 信号的频率，在一定条件下电容值可以减小或者不需要电容。 图3 - 3a d 9 2 2 8 的模拟信号差动输入接口 单端输入方式在价格敏感的应用条件下可以提供出适当的表现能力。在单端 输入的配置模式下，由于有比较大的共模输入，s f d r 和失真控制能力都将会有 所减弱。如果应用中需要单端输入的配置模式，必须确保在每一路的电源输入阻 抗都要很好的匹配，以使其能够达到可能的最优性能。当a d 9 2 2 8 的v i n - 管脚接 地时，v i n + 管脚可以接入一个2 v p - p 的信号。图3 - 4 为单端输入配置的电路原理 图。 列p - p 图3 - 4 单端输入配置的电路原理图 3 2 2 时钟输入的设计 为了最优化性能的考虑，a d 9 2 2 8 采样时钟输入( c l k + 和c l k - ) 应该要用差 分信号同步。这对差分信号经过一个变压器和电容所产生的，并以交流信号对的 的形式被送入c l k + 和c l k - 管脚。这对管脚是在芯片内部被偏正的，而不需要额 外增加偏置电路 第三章数模转换( a d ) 电路的设计 图3 5 差分时钟输入接口 图3 - 5 所示为a d 9 2 2 8 的时钟差动输入接口。单端信号通过射频变压器转化 为差分信号，形成低抖动的时钟源。次级反接的肖特基二极管对将输入a d 9 2 2 8 差分时钟的幅度限制在大约0 8 v p - p 的范围。这有助于防止时钟信号从输入到 a d 9 2 2 8 的其他部分出现大的电压抖动，而且这样还保留了时钟上升沿和下降沿 的时间短的特点，这些对于低抖动的时钟特性都发挥着及其重要的作用。 3 2 3 参考电压的设计 a d 9 2 2 8 内部提供了稳定性，精确度比较高的0 5 v 的参考电压。v r e f 管脚设 置成1 0 v 电压时，对了a d c 来说会产生一个全微分信号，这个信号的范围为 2 0 v p - p 。v r e f 在芯片内部被默认设置，另外v r e f 管脚可以被外部1 ov 参考 电压驱动，这样的话装置可以达到一个比较好的精确度。但是，这个装置不支持 幅度低于2 0v p p 的全微分信号。 在v r e f ，r e f t ，r e f b 三个端口使用去耦电容时，建议使用低e s r 的陶瓷电 容。对于a d 9 2 2 8 来说这些电容在p c b 设计时，应该紧贴连接的管脚，并且在同 一层。a d 9 2 2 8 这三个管脚的推荐使用的去耦电容值如图3 6 所示。 1 6 图3 - 6 内部参考电压配置 s e n s e 管脚的配置决定着a d 9 2 2 8 的两种参考电压的设置。当s e n s e 接地 第三章数模转换( a d ) 电路的设计 的时候，从图3 6 可以看出来，通过s e l e c tl o g i c ，参考放大器的开关连接到 内部电阻分压器，使得v r e f = i 0 v 。 另外从图3 6 可以看出，r e f r 和r e f b 通过参考配置建立了它们的a d c c o r e 的输入电压范围。 当s e n s e 接a v d d 的时候，从图3 7 可以看出来，通过s e l e c tl o g i c ， 参考放大器的开关连接到a v d d ，v r e f 可以使用外部参考电压。 图3 7 外部参考电压配置 内部参考缓冲器通过r e f b 和r e f f 对a d cc o r e 产生了全差分参考。因 此外部参考电压必须限制在1 0 v 。 在两种之一的任意一种参考电压配置下，a d c 的模拟输入的全差分范围是 参考电压管脚值的两倍。 3 3l v d s 信号的串并转换 l v d s ：l o w v o l t a g ed i f f e r e n t i a ls i g n a l i n g ，低电压差分信号。l v d s 传输支 持速率一般在1 5 5 m b p s ( 大约为7 7 m h z ) 以上。l v d s 是一种低摆幅的差分信 号技术，它使得信号能在差分p c b 线对或平衡电缆上以几百m b p s 的速率传输， 其低压幅和低电流驱动输出实现了低噪声和低功耗。i e e e 在两个标准中对l v d s 信号进行了定义。a n s i t i a e i a 6 4 4 中，推荐最大速率为6 5 5 m b p s ，理论极限 速率为1 9 2 3 m b p s t 9 1 。a d 9 2 2 8 正是利用了l v d s 的低噪声和低功耗的特点，而 且其输出信号的传输速率又达到6 5 m s p s ，因此采用了l v d s 作为a d 9 2 2 8 输出 信号的传输方式再适合不过。但是包括后续电路的数据存储和数据传输都是运用 的普通的l v t t l 电平，并且s d r a m 存储器是1 6 位的并行数据存储，所以还 1 7 第三章数模转换( a 仍) 电路的设计 需要将串