全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)低功耗測(cè)量方法

郭晨晨,陳 晗

（浙江大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬兒童醫(yī)院，國(guó)家兒童健康與疾病臨床醫(yī)學(xué)研究中心，浙江 杭州310003）

1 引言

國(guó)民經(jīng)濟(jì)的迅速發(fā)展，帶動(dòng)我國(guó)醫(yī)療水平也在不斷提高，運(yùn)用到臨床的先進(jìn)醫(yī)療設(shè)備也越來(lái)越多。超聲診斷(Ultrasonic Diagnosis)是在現(xiàn)代電子學(xué)的發(fā)展基礎(chǔ)上，把雷達(dá)技術(shù)與超聲原理結(jié)合起來(lái)，并運(yùn)用到臨床醫(yī)學(xué)中的診斷方法。全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)由于其圖像品質(zhì)高、系統(tǒng)安全可靠、易于升級(jí)換代等優(yōu)勢(shì)，被廣泛應(yīng)用于臨床醫(yī)學(xué)中。在以往的超聲診斷系統(tǒng)中，大多采用的是模擬式的，通常利用超聲延遲線來(lái)聚焦聲束，由于超聲延遲線由模擬電路控制，很難實(shí)現(xiàn)將聚焦點(diǎn)的位置控制得非常精細(xì)。但是在全數(shù)字化系統(tǒng)中，依靠數(shù)字電路來(lái)控制聲束的延遲，可以實(shí)現(xiàn)精準(zhǔn)控制聚焦點(diǎn)的位置信息，相對(duì)于傳統(tǒng)超聲診斷系統(tǒng)來(lái)說(shuō)，精度高出十倍不止。

判斷超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)的診斷效果通常是根據(jù)超聲圖像的分辨力來(lái)判斷的，可從三方面考慮：對(duì)比度分辨力(即動(dòng)態(tài)范圍)、空間法分辨力和時(shí)間分辨力(即實(shí)時(shí)性)。全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)在以上三方面性能均優(yōu)于傳統(tǒng)超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)，從而使得整個(gè)超聲圖像的品質(zhì)有了明顯的提高。但是其功耗使用情況不明確，且高功耗會(huì)縮短全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)壽命周期，因此測(cè)量低功耗是發(fā)展過(guò)程中不可忽略的重要問(wèn)題之一。

對(duì)于低功耗的測(cè)量，于樹(shù)新針對(duì)智慧醫(yī)療中的傳感器體系構(gòu)建了電源管理系統(tǒng)，實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)電源的狀態(tài)并設(shè)置了報(bào)警功能，為了降低功耗，在各個(gè)傳感器節(jié)點(diǎn)上添加功耗控制功能，使整個(gè)體系可以在低功耗下正常地運(yùn)行[1]，但是針對(duì)功耗測(cè)量并沒(méi)有全面考量各類變量，導(dǎo)致結(jié)果精準(zhǔn)度較低；霍東風(fēng)等人提出的無(wú)線低功耗血氧飽和度監(jiān)測(cè)設(shè)備設(shè)計(jì)方案，利用無(wú)線功能模塊，提高設(shè)備的精確度和抗干擾能力[2]，在一定程度上保持了監(jiān)測(cè)設(shè)備的低功耗運(yùn)行，但是方法針對(duì)性強(qiáng)，無(wú)法應(yīng)用于超聲醫(yī)療診斷中。Schmitz 等人介紹了用于輻射檢測(cè)系統(tǒng)的信號(hào)處理和電源電子設(shè)備，分析外部控制器芯片驅(qū)動(dòng)探測(cè)器電源(DPS)電路，產(chǎn)生為標(biāo)準(zhǔn)輻射探測(cè)器供電所需的高壓，降低功耗[3]，但是可操作性較差。

針對(duì)上述問(wèn)題，本文提出了全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)低功耗設(shè)計(jì)方法。通過(guò)對(duì)診斷系統(tǒng)的分析，改變功耗過(guò)高的超聲波收發(fā)電路和模擬放大器間的耦合方式為間接耦合，并采用AD分時(shí)采樣方式降低系統(tǒng)功耗。最后將系統(tǒng)電路中的無(wú)功功率去除掉，完成低功耗的設(shè)計(jì)。仿真實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，所提方法可以有效地降低診斷系統(tǒng)的功耗。

2 全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)分析

全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)是一套基于嵌入式[3]平臺(tái)的診斷系統(tǒng)，基本框圖如圖1所示。

圖1 全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖

全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)的工作模式為：診斷系統(tǒng)利用探頭將脈沖波發(fā)送至被測(cè)材料中，將得到的回波信號(hào)經(jīng)過(guò)模擬信號(hào)處理模塊的放大和濾波處理，再被傳送至AD 分時(shí)采樣模塊中，完成采樣操作后，利用高速數(shù)據(jù)流，數(shù)據(jù)信號(hào)會(huì)被傳送至FPGA(Field Programmable Gate Array)中，將數(shù)據(jù)信號(hào)轉(zhuǎn)換為低速數(shù)據(jù)流[4]，并存儲(chǔ)在高速存儲(chǔ)器中，最后應(yīng)用軟件將經(jīng)過(guò)層層處理的信號(hào)顯示在顯示屏上，供工作人員參考。

如果全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)的功耗過(guò)高會(huì)破壞掉整個(gè)系統(tǒng)的散熱處理功能和穩(wěn)定性，加快設(shè)備的損壞程度。半導(dǎo)體工藝與集成電路的迅速發(fā)展，使數(shù)字處理芯片的功耗越來(lái)越低。本文在研究了各個(gè)模塊低功耗的基礎(chǔ)上提出了低功耗設(shè)計(jì)方案，并對(duì)其進(jìn)行測(cè)量。

3 全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)低功耗設(shè)計(jì)

3.1 模擬信號(hào)處理模塊

模擬信號(hào)處理模塊在全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)中的作用是不可替代的[5]。是由收發(fā)電路、濾波電路和模擬放大器構(gòu)成，工作流程為：回波信號(hào)經(jīng)由收發(fā)電路傳送至模擬放大器中，處理后的回波信號(hào)再被傳送至濾波電路中，經(jīng)過(guò)濾波作用后傳送至AD 采樣模塊中進(jìn)行分時(shí)采樣[6]。在以往的模擬信號(hào)處理模塊中，通常選擇直接耦合的方式，雖然這樣可以保證回波信號(hào)不失真，但是會(huì)大大增加診斷系統(tǒng)的工作量，使診斷系統(tǒng)的功耗消耗過(guò)高。

本文所提出的間接耦合方式，雖然會(huì)丟失掉一部分的高頻信號(hào)，但是依然可以實(shí)現(xiàn)將交流信號(hào)順利傳遞至下一級(jí)中，并且可以降低系統(tǒng)的功耗。正是由于這種思想，構(gòu)建出了一種基于變壓器耦合原理的診斷系統(tǒng)功耗降低方案。

3.1.1 變壓器間接耦合

變壓器耦合可以將級(jí)間信號(hào)進(jìn)行耦合的同時(shí)對(duì)信號(hào)做出處理，縮短了系統(tǒng)的響應(yīng)時(shí)間，具體耦合電路圖如圖2所示。

圖2 間接耦合電路

變壓器耦合也就是間接耦合的方式，都屬于耦合電路中的一種，利用變壓器的工作原理，將原有的直接耦合改為間接耦合。在全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)中，采用間接耦合的方式可得到兩路電壓相等相位相反的差分信號(hào)，這主要是由于變壓器的特性來(lái)實(shí)現(xiàn)的。來(lái)實(shí)現(xiàn)電路的耦合。

在圖2中，T1 表示耦合變壓器，VT2 和VT3 屬于NPN型三極管，L1、L2為繞組，C2、C3表示電容。從圖中可以看出，T1的二次繞組中有一個(gè)抽頭通過(guò)電容C3交流接地。L2 繞組的上端與抽頭之間輸出一個(gè)信號(hào)到VT2的基極上，L2 繞組的下端與抽頭之間輸出一個(gè)信號(hào)到VT3的基極上，由此形成了L2的上下兩端信號(hào)的電壓相等相位相反。

3.1.2 收發(fā)電路耦合變壓器

為了降低全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)的功耗，芯片選擇噪聲低、功耗低的AD8331 模擬放大器，工作電壓僅需±5V，供電模式可為單電源供電。利用間接耦合的方式，可以借助變壓器的工作原理獲取到電壓相等相位相反[7]的兩路差分信號(hào)。收發(fā)電路與放大器的電路圖如圖3所示。

圖3 超聲波收發(fā)電路與放大器電路圖

通過(guò)圖3可以看出，添加了變壓器耦合后的電路，二次繞組上下端會(huì)產(chǎn)生一部分的信號(hào)電壓，即差分信號(hào)。與AD8331的VIP和VIN兩端相連，經(jīng)過(guò)AD8331的處理后，差分信號(hào)將被分成兩路，繼續(xù)與下一級(jí)的放大器的輸入端連接。

變壓器在此電路中一方面可以提高系統(tǒng)的抗噪聲性能，另一方面經(jīng)過(guò)變壓器的作用，進(jìn)入到模擬放大器的電流發(fā)生變化，減少了模擬放大器的工作量，因此可以選擇單電源供電的放大器，這在一定程度上也降低了診斷系統(tǒng)的功耗[8-12]。

3.2 AD分時(shí)采樣模塊

在全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)中，AD采樣的效率和精度有著非常重要的作用。因此，本文選擇高速AD采樣芯片MAX1448，可以檢查到系統(tǒng)中出現(xiàn)的每一個(gè)回波峰值，保證不會(huì)出現(xiàn)漏檢的情況，尤其針對(duì)缺陷回波，實(shí)時(shí)采樣效率最佳。MAX1448供電模式為單電源供電，供電電壓為3V，最大采樣頻率[13]為80MHz，采樣精度可以達(dá)到10位，在內(nèi)部集成了2．048V參考電壓，-3dB輸入寬帶為400MHz，在正常工作模式，消耗電流為40mA；在掉電模式下，消耗電流為5μA，總功耗為120mW。

在診斷系統(tǒng)工作過(guò)程中，為了將波形聲在方向上得到壓縮和展寬，需要將采樣數(shù)據(jù)進(jìn)行壓縮處理，這里就需要將診斷系統(tǒng)的重復(fù)頻率設(shè)為50Hz，也就是說(shuō)，在20ms的時(shí)間內(nèi)，就可以得出診斷數(shù)據(jù)，采樣效率是非常高的。本文在對(duì)采樣數(shù)據(jù)進(jìn)行壓縮處理時(shí)，選擇的是非均勻壓縮算法，此算法可以進(jìn)行小數(shù)倍的壓縮，更適合診斷系統(tǒng)的工作原理。將AD 采樣的采樣頻率設(shè)為40MHz，最大壓縮比為500，即可在7．75ms 內(nèi)完成診斷數(shù)據(jù)的采集工作，相比20ms 的時(shí)間，工作效率是非常高的。在診斷系統(tǒng)中，完成數(shù)據(jù)采樣后，AD 通過(guò)FPGA 將低電平輸入給MAX1448 的PD 引腳中，使得AD 采樣模塊此時(shí)處于掉電狀態(tài)，這樣可大大降低系統(tǒng)電路的功耗。

4 全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)功耗測(cè)量

4.1 診斷系統(tǒng)功耗分析

通過(guò)頻域法將信號(hào)在頻域內(nèi)分解，各個(gè)模塊所用功率按照單相正弦的方法進(jìn)行計(jì)算，總功率為各頻域功率之和。在頻域法中比較常用的就是Budeanu頻域法，定義如下：

有功功率：

無(wú)功功率：

畸變功率：

其中，P表示有功功率，S表示視在功率。

Budeanu頻域法雖然將有功功率和無(wú)功功率的屬性很好地體現(xiàn)了出來(lái)，但是Budeanu 頻域法的QB=Qn會(huì)在一定程度上使QB失去物理意義。但是Qn的值可為正數(shù)也可為負(fù)數(shù)，在QB=0的情況下，Qn的值可能為非零數(shù)。

4.2 診斷系統(tǒng)功耗測(cè)量算法

全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)是由輸電、配電和用電三部分組成，其測(cè)量過(guò)程如圖4所示。當(dāng)負(fù)載電路中含有非線性器件時(shí)，電流就會(huì)產(chǎn)生一定量的諧波，在日常使用的電壓中，多多少少也都會(huì)含有一定量的諧波。但是當(dāng)諧波能量較多時(shí)，就會(huì)對(duì)用電設(shè)備的功耗和性能產(chǎn)生影響，所以也把諧波當(dāng)作電路中的一種污染源[14]來(lái)看待。如果只考慮周期性而不考慮正弦波的條件約束，那么有限能量的周期函數(shù)u、i，就可以證明二者滿足許瓦茲(Schwarx)不等式：

圖4 全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)功耗測(cè)量流程圖

即P2≤S2。其中，u表示電壓、i表示電流。

假設(shè)電壓中包含了電路中各次諧波的非正弦波形，電路產(chǎn)生的負(fù)荷基本是由非線性負(fù)載形成的，那么就有：

要實(shí)現(xiàn)對(duì)診斷系統(tǒng)的各次諧波功率進(jìn)行準(zhǔn)確測(cè)量，就需要有足夠高的采樣頻率來(lái)采集電壓和電流量，同時(shí)還要有足夠快的計(jì)算速度來(lái)計(jì)算各次諧波頻率。但是這幾乎是不可能實(shí)現(xiàn)的，所以本文提出一種基于α-β 變換的諧波功率測(cè)量方法。

設(shè)三相負(fù)載的各項(xiàng)電流和電壓的瞬時(shí)值分別為ia、ib、ic和ua、ub、uc。將其變換到α-β 坐標(biāo)系中，可得iα、iβ和uα、uβ為：

根據(jù)式(7)、(8)和(9)可得，瞬時(shí)有功功率P和瞬時(shí)無(wú)功功率q為：

將式(10)中的P和q 經(jīng)過(guò)低通濾波器((Low-pass filter，LPF)后得到負(fù)載基波有功功率P1和基波無(wú)功功率q1，然后將其相減即可得到低功耗中諧波有功功率Ph測(cè)量結(jié)果。

5 仿真實(shí)驗(yàn)

5.1 功耗測(cè)量結(jié)果測(cè)試

為了測(cè)試本文方法對(duì)功率測(cè)量結(jié)果的精確性，將本文方法與智慧醫(yī)療中的低功耗電源管理方法、無(wú)線連續(xù)血氧飽和度監(jiān)測(cè)方法進(jìn)行仿真實(shí)驗(yàn)對(duì)比。在功率計(jì)分別為200W、20W 和2W 的不同量程下，運(yùn)用三種方法分別對(duì)全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)在工作狀態(tài)下的功率進(jìn)行測(cè)量，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如表1、表2和表3所示。

表1 文獻(xiàn)[1]對(duì)診斷系統(tǒng)功耗的測(cè)量結(jié)果

表2 文獻(xiàn)[2]對(duì)診斷系統(tǒng)功耗的測(cè)量結(jié)果

通過(guò)表1、表2和表3可以看出，本文方法較文獻(xiàn)[1]和文獻(xiàn)[2]方法相比，所提方法測(cè)量的相對(duì)偏差較小，精準(zhǔn)性更高。

表3 本文方法對(duì)診斷系統(tǒng)功耗的測(cè)量結(jié)果

5.2 系統(tǒng)低功耗測(cè)試

在本文改造后的全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)中，為了適應(yīng)診斷系統(tǒng)的工作需求，模擬放大器的前端采用的是3級(jí)AD8331級(jí)聯(lián)，不同的耦合方式對(duì)系統(tǒng)功耗的消耗也是不同的，不同耦合方式具體所需功耗對(duì)比如表4所示。

表4 不同耦合方式所需功耗對(duì)比表

從表4中可以看出，在供電電壓為5V，供電電路為0．05A 的環(huán)境下，采用間接耦合即變壓器耦合電路的方式，消耗總功耗僅需0．75W；未進(jìn)行改造前的耦合方式也就是直接耦合，模擬放大器芯片選擇AD603芯片，需要雙電源供電，供電電壓為5V 才合適，因此，所需總功耗為1．5W，比間接耦合總功耗多出一倍，可見(jiàn)采用本文方法可使超聲診斷系統(tǒng)在低功耗狀態(tài)下穩(wěn)定運(yùn)行。

在此基礎(chǔ)上，測(cè)試診斷系統(tǒng)中各個(gè)模塊所需功耗以及占比，結(jié)果如表5所示。

表5 系統(tǒng)各模塊所需功耗及占比

從表5中可以看出，診斷系統(tǒng)中消耗功耗較大的模塊為模擬信號(hào)處理模塊，而模擬信號(hào)處理模塊中影響診斷系統(tǒng)功耗最大的就是超聲波收發(fā)電路與模擬放大器之間的耦合方式

6 結(jié)束語(yǔ)

通過(guò)對(duì)全數(shù)字超聲醫(yī)療診斷系統(tǒng)的研究分析，對(duì)模擬信號(hào)處理模塊功耗過(guò)高問(wèn)題進(jìn)行改造：將原來(lái)的直接耦合方式改為利用變壓器耦合電路的方式，降低了放大器的電壓，并在采樣模塊利用AD分時(shí)采樣的方法減少采樣時(shí)間，在一定程度上也可降低系統(tǒng)功耗。對(duì)完成低功耗改造的系統(tǒng)進(jìn)行分析并測(cè)量，去除掉系統(tǒng)電路中的無(wú)功功耗，實(shí)現(xiàn)更精準(zhǔn)的測(cè)量。通過(guò)仿真實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，本文方法不僅可以改變?cè)性\斷系統(tǒng)功耗過(guò)高的問(wèn)題，并且可以實(shí)現(xiàn)有效測(cè)量，且測(cè)量結(jié)果均優(yōu)于其他兩種方法。