医学超声内窥成像系统的数字增益补偿

　　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.