全数字超声医疗诊断系统低功耗测量方法

郭晨晨,陈 晗

（浙江大学医学院附属儿童医院，国家儿童健康与疾病临床医学研究中心，浙江 杭州310003）

1 引言

国民经济的迅速发展，带动我国医疗水平也在不断提高，运用到临床的先进医疗设备也越来越多。超声诊断(Ultrasonic Diagnosis)是在现代电子学的发展基础上，把雷达技术与超声原理结合起来，并运用到临床医学中的诊断方法。全数字超声医疗诊断系统由于其图像品质高、系统安全可靠、易于升级换代等优势，被广泛应用于临床医学中。在以往的超声诊断系统中，大多采用的是模拟式的，通常利用超声延迟线来聚焦声束，由于超声延迟线由模拟电路控制，很难实现将聚焦点的位置控制得非常精细。但是在全数字化系统中，依靠数字电路来控制声束的延迟，可以实现精准控制聚焦点的位置信息，相对于传统超声诊断系统来说，精度高出十倍不止。

判断超声医疗诊断系统的诊断效果通常是根据超声图像的分辨力来判断的，可从三方面考虑：对比度分辨力(即动态范围)、空间法分辨力和时间分辨力(即实时性)。全数字超声医疗诊断系统在以上三方面性能均优于传统超声医疗诊断系统，从而使得整个超声图像的品质有了明显的提高。但是其功耗使用情况不明确，且高功耗会缩短全数字超声医疗诊断系统寿命周期，因此测量低功耗是发展过程中不可忽略的重要问题之一。

对于低功耗的测量，于树新针对智慧医疗中的传感器体系构建了电源管理系统，实时监测电源的状态并设置了报警功能，为了降低功耗，在各个传感器节点上添加功耗控制功能，使整个体系可以在低功耗下正常地运行[1]，但是针对功耗测量并没有全面考量各类变量，导致结果精准度较低；霍东风等人提出的无线低功耗血氧饱和度监测设备设计方案，利用无线功能模块，提高设备的精确度和抗干扰能力[2]，在一定程度上保持了监测设备的低功耗运行，但是方法针对性强，无法应用于超声医疗诊断中。Schmitz 等人介绍了用于辐射检测系统的信号处理和电源电子设备，分析外部控制器芯片驱动探测器电源(DPS)电路，产生为标准辐射探测器供电所需的高压，降低功耗[3]，但是可操作性较差。

针对上述问题，本文提出了全数字超声医疗诊断系统低功耗设计方法。通过对诊断系统的分析，改变功耗过高的超声波收发电路和模拟放大器间的耦合方式为间接耦合，并采用AD分时采样方式降低系统功耗。最后将系统电路中的无功功率去除掉，完成低功耗的设计。仿真实验结果表明，所提方法可以有效地降低诊断系统的功耗。

2 全数字超声医疗诊断系统分析

全数字超声医疗诊断系统是一套基于嵌入式[3]平台的诊断系统，基本框图如图1所示。

图1 全数字超声医疗诊断系统结构图

全数字超声医疗诊断系统的工作模式为：诊断系统利用探头将脉冲波发送至被测材料中，将得到的回波信号经过模拟信号处理模块的放大和滤波处理，再被传送至AD 分时采样模块中，完成采样操作后，利用高速数据流，数据信号会被传送至FPGA(Field Programmable Gate Array)中，将数据信号转换为低速数据流[4]，并存储在高速存储器中，最后应用软件将经过层层处理的信号显示在显示屏上，供工作人员参考。

如果全数字超声医疗诊断系统的功耗过高会破坏掉整个系统的散热处理功能和稳定性，加快设备的损坏程度。半导体工艺与集成电路的迅速发展，使数字处理芯片的功耗越来越低。本文在研究了各个模块低功耗的基础上提出了低功耗设计方案，并对其进行测量。

3 全数字超声医疗诊断系统低功耗设计

3.1 模拟信号处理模块

模拟信号处理模块在全数字超声医疗诊断系统中的作用是不可替代的[5]。是由收发电路、滤波电路和模拟放大器构成，工作流程为：回波信号经由收发电路传送至模拟放大器中，处理后的回波信号再被传送至滤波电路中，经过滤波作用后传送至AD 采样模块中进行分时采样[6]。在以往的模拟信号处理模块中，通常选择直接耦合的方式，虽然这样可以保证回波信号不失真，但是会大大增加诊断系统的工作量，使诊断系统的功耗消耗过高。

本文所提出的间接耦合方式，虽然会丢失掉一部分的高频信号，但是依然可以实现将交流信号顺利传递至下一级中，并且可以降低系统的功耗。正是由于这种思想，构建出了一种基于变压器耦合原理的诊断系统功耗降低方案。

3.1.1 变压器间接耦合

变压器耦合可以将级间信号进行耦合的同时对信号做出处理，缩短了系统的响应时间，具体耦合电路图如图2所示。

图2 间接耦合电路

变压器耦合也就是间接耦合的方式，都属于耦合电路中的一种，利用变压器的工作原理，将原有的直接耦合改为间接耦合。在全数字超声医疗诊断系统中，采用间接耦合的方式可得到两路电压相等相位相反的差分信号，这主要是由于变压器的特性来实现的。来实现电路的耦合。

在图2中，T1 表示耦合变压器，VT2 和VT3 属于NPN型三极管，L1、L2为绕组，C2、C3表示电容。从图中可以看出，T1的二次绕组中有一个抽头通过电容C3交流接地。L2 绕组的上端与抽头之间输出一个信号到VT2的基极上，L2 绕组的下端与抽头之间输出一个信号到VT3的基极上，由此形成了L2的上下两端信号的电压相等相位相反。

3.1.2 收发电路耦合变压器

为了降低全数字超声医疗诊断系统的功耗，芯片选择噪声低、功耗低的AD8331 模拟放大器，工作电压仅需±5V，供电模式可为单电源供电。利用间接耦合的方式，可以借助变压器的工作原理获取到电压相等相位相反[7]的两路差分信号。收发电路与放大器的电路图如图3所示。

图3 超声波收发电路与放大器电路图

通过图3可以看出，添加了变压器耦合后的电路，二次绕组上下端会产生一部分的信号电压，即差分信号。与AD8331的VIP和VIN两端相连，经过AD8331的处理后，差分信号将被分成两路，继续与下一级的放大器的输入端连接。

变压器在此电路中一方面可以提高系统的抗噪声性能，另一方面经过变压器的作用，进入到模拟放大器的电流发生变化，减少了模拟放大器的工作量，因此可以选择单电源供电的放大器，这在一定程度上也降低了诊断系统的功耗[8-12]。

3.2 AD分时采样模块

在全数字超声医疗诊断系统中，AD采样的效率和精度有着非常重要的作用。因此，本文选择高速AD采样芯片MAX1448，可以检查到系统中出现的每一个回波峰值，保证不会出现漏检的情况，尤其针对缺陷回波，实时采样效率最佳。MAX1448供电模式为单电源供电，供电电压为3V，最大采样频率[13]为80MHz，采样精度可以达到10位，在内部集成了2．048V参考电压，-3dB输入宽带为400MHz，在正常工作模式，消耗电流为40mA；在掉电模式下，消耗电流为5μA，总功耗为120mW。

在诊断系统工作过程中，为了将波形声在方向上得到压缩和展宽，需要将采样数据进行压缩处理，这里就需要将诊断系统的重复频率设为50Hz，也就是说，在20ms的时间内，就可以得出诊断数据，采样效率是非常高的。本文在对采样数据进行压缩处理时，选择的是非均匀压缩算法，此算法可以进行小数倍的压缩，更适合诊断系统的工作原理。将AD 采样的采样频率设为40MHz，最大压缩比为500，即可在7．75ms 内完成诊断数据的采集工作，相比20ms 的时间，工作效率是非常高的。在诊断系统中，完成数据采样后，AD 通过FPGA 将低电平输入给MAX1448 的PD 引脚中，使得AD 采样模块此时处于掉电状态，这样可大大降低系统电路的功耗。

4 全数字超声医疗诊断系统功耗测量

4.1 诊断系统功耗分析

通过频域法将信号在频域内分解，各个模块所用功率按照单相正弦的方法进行计算，总功率为各频域功率之和。在频域法中比较常用的就是Budeanu频域法，定义如下：

有功功率：

无功功率：

畸变功率：

其中，P表示有功功率，S表示视在功率。

Budeanu频域法虽然将有功功率和无功功率的属性很好地体现了出来，但是Budeanu 频域法的QB=Qn会在一定程度上使QB失去物理意义。但是Qn的值可为正数也可为负数，在QB=0的情况下，Qn的值可能为非零数。

4.2 诊断系统功耗测量算法

全数字超声医疗诊断系统是由输电、配电和用电三部分组成，其测量过程如图4所示。当负载电路中含有非线性器件时，电流就会产生一定量的谐波，在日常使用的电压中，多多少少也都会含有一定量的谐波。但是当谐波能量较多时，就会对用电设备的功耗和性能产生影响，所以也把谐波当作电路中的一种污染源[14]来看待。如果只考虑周期性而不考虑正弦波的条件约束，那么有限能量的周期函数u、i，就可以证明二者满足许瓦兹(Schwarx)不等式：

图4 全数字超声医疗诊断系统功耗测量流程图

即P2≤S2。其中，u表示电压、i表示电流。

假设电压中包含了电路中各次谐波的非正弦波形，电路产生的负荷基本是由非线性负载形成的，那么就有：

要实现对诊断系统的各次谐波功率进行准确测量，就需要有足够高的采样频率来采集电压和电流量，同时还要有足够快的计算速度来计算各次谐波频率。但是这几乎是不可能实现的，所以本文提出一种基于α-β 变换的谐波功率测量方法。

设三相负载的各项电流和电压的瞬时值分别为ia、ib、ic和ua、ub、uc。将其变换到α-β 坐标系中，可得iα、iβ和uα、uβ为：

根据式(7)、(8)和(9)可得，瞬时有功功率P和瞬时无功功率q为：

将式(10)中的P和q 经过低通滤波器((Low-pass filter，LPF)后得到负载基波有功功率P1和基波无功功率q1，然后将其相减即可得到低功耗中谐波有功功率Ph测量结果。

5 仿真实验

5.1 功耗测量结果测试

为了测试本文方法对功率测量结果的精确性，将本文方法与智慧医疗中的低功耗电源管理方法、无线连续血氧饱和度监测方法进行仿真实验对比。在功率计分别为200W、20W 和2W 的不同量程下，运用三种方法分别对全数字超声医疗诊断系统在工作状态下的功率进行测量，实验结果如表1、表2和表3所示。

表1 文献[1]对诊断系统功耗的测量结果

表2 文献[2]对诊断系统功耗的测量结果

通过表1、表2和表3可以看出，本文方法较文献[1]和文献[2]方法相比，所提方法测量的相对偏差较小，精准性更高。

表3 本文方法对诊断系统功耗的测量结果

5.2 系统低功耗测试

在本文改造后的全数字超声医疗诊断系统中，为了适应诊断系统的工作需求，模拟放大器的前端采用的是3级AD8331级联，不同的耦合方式对系统功耗的消耗也是不同的，不同耦合方式具体所需功耗对比如表4所示。

表4 不同耦合方式所需功耗对比表

从表4中可以看出，在供电电压为5V，供电电路为0．05A 的环境下，采用间接耦合即变压器耦合电路的方式，消耗总功耗仅需0．75W；未进行改造前的耦合方式也就是直接耦合，模拟放大器芯片选择AD603芯片，需要双电源供电，供电电压为5V 才合适，因此，所需总功耗为1．5W，比间接耦合总功耗多出一倍，可见采用本文方法可使超声诊断系统在低功耗状态下稳定运行。

在此基础上，测试诊断系统中各个模块所需功耗以及占比，结果如表5所示。

表5 系统各模块所需功耗及占比

从表5中可以看出，诊断系统中消耗功耗较大的模块为模拟信号处理模块，而模拟信号处理模块中影响诊断系统功耗最大的就是超声波收发电路与模拟放大器之间的耦合方式

6 结束语

通过对全数字超声医疗诊断系统的研究分析，对模拟信号处理模块功耗过高问题进行改造：将原来的直接耦合方式改为利用变压器耦合电路的方式，降低了放大器的电压，并在采样模块利用AD分时采样的方法减少采样时间，在一定程度上也可降低系统功耗。对完成低功耗改造的系统进行分析并测量，去除掉系统电路中的无功功耗，实现更精准的测量。通过仿真实验结果表明，本文方法不仅可以改变原有诊断系统功耗过高的问题，并且可以实现有效测量，且测量结果均优于其他两种方法。