專(zhuān)利名稱(chēng)：超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)及較大孔徑的合成方法
超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)及較大孔徑的合成方法技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于超聲內(nèi)窺鏡成像技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及超聲接收孔徑的波
束合成技術(shù)。背景技術(shù)：
超聲內(nèi)窺鏡通過(guò)電子內(nèi)窺鏡的活檢通道將微型超聲掃描探頭送入人 體，在內(nèi)窺鏡觀察體內(nèi)器官內(nèi)腔粘膜面的同時(shí)，超聲掃描探頭獲取人體內(nèi)臟器官壁的斷層 圖像，發(fā)現(xiàn)其中的早期癌變和微小腫瘤，是目前診斷人體內(nèi)臟器官病變的最佳方法。超聲波 在人體中傳播時(shí)具有發(fā)散效應(yīng)，隨著傳播深度的加深，波束寬度增加，導(dǎo)致信噪比降低，橫 向分辨率變差。由于波束寬度及發(fā)散角與聲波發(fā)射孔徑成反比，因此，常采用多換能器陣元 的合成孔徑技術(shù)，合成出較大的孔徑，通過(guò)不同時(shí)刻激勵(lì)換能器陣元使得各陣元發(fā)出的聲 波干涉疊加，實(shí)現(xiàn)發(fā)射聲束的偏轉(zhuǎn)和聚焦；又通過(guò)對(duì)各換能器的回波電信號(hào)加以動(dòng)態(tài)延遲 或相位補(bǔ)償實(shí)現(xiàn)動(dòng)態(tài)接收聚焦，以獲得較好的橫向分辨率。但超聲內(nèi)窺鏡對(duì)探頭的尺寸有 嚴(yán)格的要求，不可彎曲長(zhǎng)度小于14mm，直徑小于2. 8mm，多換能器陣元探頭的設(shè)計(jì)面臨諸多 困難，由于尺寸較大，難以在內(nèi)窺鏡中使用，多用于體外超聲檢測(cè)。
發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的目的是解決現(xiàn)有技術(shù)中的上述問(wèn)題，提供一種采用單換能
器陣元的超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)及較大孔徑合成方法，以便得到與體外超聲多換能 器陣元掃描相同的橫向分辨率與信噪比。
本發(fā)明提供的基于單換能器陣元的超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)包括 微型超聲探頭采用收發(fā)一體的單換能器陣元作為超聲波發(fā)射源，同時(shí)用來(lái)接收
超聲反射回波，并由微型超聲電機(jī)前置驅(qū)動(dòng)換能器在人體內(nèi)進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描。 超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路通過(guò)探頭引線與微型超聲探頭連接，采用編碼激勵(lì)技術(shù)對(duì)微
型超聲探頭中的單換能器陣元進(jìn)行驅(qū)動(dòng)，提高發(fā)射功率，增強(qiáng)回波能量。 所述的超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路包括編碼激勵(lì)電路和匹配電路，其中編碼激勵(lì)電路由兩 組超聲專(zhuān)用芯片MD1211和TC6320組成，第一組(U1、U2) ， MD1211根據(jù)FPGA輸出的編碼信 號(hào)，輸出相同編碼的驅(qū)動(dòng)信號(hào)，驅(qū)動(dòng)TC6320輸出高壓方波編碼激勵(lì)信號(hào)，實(shí)現(xiàn)編碼信號(hào)的 功率放大；第二組(U3、 U4)，用來(lái)使輸出的編碼信號(hào)的最后一位迅速穩(wěn)定于0電位；匹配電 路由串聯(lián)電阻R、并聯(lián)電感L構(gòu)成，串聯(lián)電阻實(shí)現(xiàn)編碼激勵(lì)電路和換能器之間的阻抗匹配， 并聯(lián)電感實(shí)現(xiàn)換能器的并聯(lián)調(diào)諧；編碼激勵(lì)電路輸出的高壓編碼信號(hào)經(jīng)匹配電路匹配后， 激勵(lì)換能器發(fā)出具有編碼特性的超聲波。 模擬接收電路由隔離電路、放大電路和濾波電路三部分組成，通過(guò)探頭引線與微 型超聲探頭連接；其中，隔離電路采用開(kāi)關(guān)二極管并聯(lián)限幅的方法，利用其開(kāi)關(guān)特性和在非 線性工作區(qū)的工作特性，對(duì)發(fā)射脈沖的幅度進(jìn)行限制，起到對(duì)放大電路輸入端的保護(hù)作用； 放大電路共完成兩方面任務(wù)，一是將接收到的微弱超聲信號(hào)放大，便于后續(xù)電路處理，二是 對(duì)超聲信號(hào)進(jìn)行增益補(bǔ)償；濾波電路，采用傳統(tǒng)的RC電路完成模擬帶通濾波器的設(shè)計(jì)，實(shí) 現(xiàn)高頻噪聲的去除及抗混疊濾波。其中的放大電路采用兩片可變?cè)鲆娣糯笃鰽D8331級(jí)聯(lián) 的方式實(shí)現(xiàn)超聲信號(hào)的前置放大和增益補(bǔ)償，前一片采用固定的30dB增益，完成前置放大
功能，后一片采用可變?cè)鲆?，按公?1)的信號(hào)幅度曲線完成增益補(bǔ)償功能，增益范圍o 15. 5dB :
S(t) = R(x)I。e—2ax = R(x)I。e—2act (1) 其中，S(t)為回波信號(hào)，R(x)表示在x處的反射系數(shù)，a表示平均衰減系數(shù)，c為 超聲波在人體組織中的傳輸速度，t為超聲波從波源傳播到x處的時(shí)間，I。為入射波聲強(qiáng)。
數(shù)字處理電路由高速A/D轉(zhuǎn)換電路、FPGA數(shù)字處理電路和SRAM存儲(chǔ)電路組成， 通過(guò)數(shù)據(jù)線與模擬接收電路連接，完成超聲信號(hào)數(shù)字處理和掃描變換功能。
USB接口電路通過(guò)數(shù)據(jù)線與數(shù)字處理電路連接， 計(jì)算機(jī)圖像顯示系統(tǒng)用來(lái)實(shí)現(xiàn)超聲圖像的顯示和對(duì)系統(tǒng)的操作，實(shí)現(xiàn)計(jì)算機(jī)對(duì) USB設(shè)備的識(shí)別，超聲數(shù)據(jù)的讀取，界面程序操作指令的發(fā)送，以及控制USB設(shè)備與計(jì)算機(jī) 的通信。 超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)工作時(shí)，將微型超聲掃描探頭通過(guò)電子內(nèi)窺鏡的活 檢通道送入人體內(nèi)腔，利用探頭內(nèi)的微型電機(jī)驅(qū)動(dòng)單換能器陣元旋轉(zhuǎn)。在單換能器陣元旋 轉(zhuǎn)的同時(shí)，超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路輸出匹配后的高壓編碼脈沖，激勵(lì)單換能器陣元發(fā)射具有編 碼特征的超聲信號(hào)。超聲信號(hào)經(jīng)不同深度的組織反射后形成一個(gè)超聲回波序列，由原換能 器陣元接收并轉(zhuǎn)換成電信號(hào)。該電信號(hào)由模擬接收電路和數(shù)字處理電路接收、處理并形成 B型超聲圖像，最后經(jīng)USB接口輸入計(jì)算機(jī)保存及顯示。 本發(fā)明提供的采用上述成像系統(tǒng)獲得較大孔徑的合成方法包括設(shè)計(jì)并生成編碼 信號(hào)，波束合成(包括縱向匹配濾波、距離徙動(dòng)校正和橫向的匹配濾波)，正交解調(diào)、數(shù)字掃 描變換四個(gè)部分。 第1、設(shè)計(jì)并生成編碼信號(hào)，使換能器發(fā)出的超聲波具有編碼特征； 本發(fā)明所述的編碼信號(hào)采用4位Barker (+1+1+1-1)碼作為激勵(lì)編碼，以正負(fù)脈
沖構(gòu)成激勵(lì)編碼中的子脈沖，即單位碼元，碼元長(zhǎng)度為單換能器陣元發(fā)出的超聲波中心頻
率的倒數(shù)l/f。，前三組正負(fù)脈沖構(gòu)成4位Barker碼的前三位，最后一組負(fù)正脈沖構(gòu)成4位
Barker碼的最后一位。 第2、根據(jù)第1步設(shè)計(jì)的編碼信號(hào)特點(diǎn)，設(shè)計(jì)縱向匹配濾波器，在時(shí)域完成回波信 號(hào)的縱向聚焦處理； 所述的縱向匹配濾波器是一系列的特征參數(shù)。由于超聲回波信號(hào)帶有編碼特征， 因此，縱向匹配濾波器的參數(shù)與超聲回波信號(hào)對(duì)應(yīng)，也帶有編碼特征，其參數(shù)是超聲回波信 號(hào)的復(fù)共軛。采用縱向匹配濾波器聚焦實(shí)際上是在時(shí)域使超聲回波信號(hào)與其復(fù)共軛做巻積 的過(guò)程。在數(shù)字處理電路中，信號(hào)依次與縱向匹配濾波器的參數(shù)相乘求和，每次前進(jìn)t，即 l/f。， f。為超聲波的中心頻率，最后得到匹配濾波的結(jié)果。 第3、根據(jù)單換能器陣元的微型超聲探頭的旋轉(zhuǎn)掃描特點(diǎn)，在時(shí)域完成距離徙動(dòng)校 正，以去除橫向與縱向的二維信號(hào)耦合；
所述的距離徙動(dòng)校正的方法如下 在采集到的極坐標(biāo)圖像上，對(duì)任一條掃描線，其上的點(diǎn)都可理解為是探測(cè)的目標(biāo)
點(diǎn)。設(shè)定一條掃描線上的某點(diǎn)與單換能器陣元的旋轉(zhuǎn)中心的距離為x，其值為該點(diǎn)在掃描
線上的橫坐標(biāo)值(代表單換能器陣元的發(fā)射面正對(duì)該點(diǎn)時(shí)的距離)與單換能器陣元的旋轉(zhuǎn)
半徑的和。單換能器陣元偏轉(zhuǎn)伊角度后，該點(diǎn)到單換能器陣元的發(fā)射面的距離為x'，x、r、x'
成為一個(gè)三角形三條邊，由余弦定理，得到
x'= ■/x2+r2-2:xrcos^) (2)
r為換能器的旋轉(zhuǎn)半徑，x'即為偏轉(zhuǎn)伊角度后，該點(diǎn)在掃描線上的橫坐標(biāo)值，因此， 距離徙動(dòng)校正要補(bǔ)償?shù)木嚯x徙動(dòng)量為
Ax = x' -x (3) 以此建立查找關(guān)系，根據(jù)旋轉(zhuǎn)角度量即可得到相應(yīng)的距離徙動(dòng)量，實(shí)現(xiàn)距離徙動(dòng) 校正，將位于不同距離的信號(hào)調(diào)整到同一距離上。 第4、將第3步距離徙動(dòng)校正后的信號(hào)沿橫向變換至頻率域，通過(guò)橫向的匹配濾波 器，在頻率域完成橫向聚焦處理；
所述的橫向匹配濾波器為 柳=，{/24力/ —(一|"<"|") (4) fd。為多普勒中心頻率，&為多普勒調(diào)頻率。 第5、將第4步橫向聚焦處理后的信號(hào)變換回時(shí)域，進(jìn)行正交解調(diào)，得到反映人體 組織特征的極坐標(biāo)圖像，極坐標(biāo)圖像的橫坐標(biāo)表示極徑，縱坐標(biāo)表示極角；
所述的正交解調(diào)的方法如下 將上述第4步橫向聚焦處理后的信號(hào)變換回時(shí)域，則超聲信號(hào)表示為
y(t) = a(t)cos[ w0t+9 ] (5) 其中，a(t)為超聲信號(hào)的瞬時(shí)幅度，"。為超聲載波頻率，9為信號(hào)的初始相位； 超聲信號(hào)經(jīng)ADC采樣后，轉(zhuǎn)換成如下式所示的數(shù)字信號(hào)，以一個(gè)序列表示，n為正整數(shù)
= cos[fi)0wrs + (6)
其中，Ts = l/fs， fs為ADC采樣頻率，數(shù)字信號(hào)x(n)分別與數(shù)控振蕩器NCO輸出 的頻率為"。的正余弦信號(hào)相乘，得到兩路相互正交的信號(hào)
xi (")=垂"(w)[cos(2cuo"7^ + <) (")) + cos(p("))] (7)
x2(") = ^^(w)[cos(2w。"rs + - sin(p(w))] (8) 將這兩路信號(hào)分別通過(guò)數(shù)字低通濾波器，濾除2"。頻率分量，以得到I、 Q兩路正
交的基帶信號(hào)
=會(huì)x cos(一)) (9)
,+(咖s一(")) (10) 濾波獲取的基帶信號(hào)的最高頻率受換能器帶寬的限制，一般較低，而采樣率依然
為ADC的采樣頻率，如果直接進(jìn)行信號(hào)處理，電路的運(yùn)算量非常大，因此需要進(jìn)行數(shù)據(jù)抽
取，降低采樣頻率，以減小后續(xù)電路的運(yùn)算量；數(shù)據(jù)抽取后的兩路正交基帶信號(hào)為
/(附)=會(huì)a(附)x cos(<p(w)) (11)
g(m) = *a(w)xsin(p(>M)) (12)
其中，m為抽取后的序列號(hào)，求其均方根，即可獲得超聲信號(hào)的幅度信息即基帶十
'、.- a(m) = ^/2(w) + g2(w) (13)。 第6、采用硬件Cordic算法完成極坐標(biāo)圖像至直角坐標(biāo)圖像的數(shù)字掃描變換，以 便于人眼觀察。 所述的由極坐標(biāo)圖像至直角坐標(biāo)圖像的數(shù)字掃描變換的方法如下 采用硬件Cordic算法完成數(shù)字掃描變換，Cordic算法是一種循環(huán)迭代算法，通過(guò)
對(duì)一系列固定的與運(yùn)算基數(shù)有關(guān)的角度的不斷偏擺，迭代逼近所需要旋轉(zhuǎn)到的位置，最終
轉(zhuǎn)過(guò)的角度的矢量和即極坐標(biāo)中的極角；為了將極坐標(biāo)與直角坐標(biāo)相互映射，規(guī)定Cordic
算法的目標(biāo)向量，即迭代逼近的最終位置為直角坐標(biāo)系的X軸，極徑和極角的迭代公式如
式(14)、 (15)、 (16)， xi+1 = cos ( e》(Xiii tan ( e》) (14)
yi+1 = cos ( 9》(y「Xi tan ( 9》) (15) , 通過(guò)多次偏擺迭代，使目標(biāo)向量^0q， y》旋轉(zhuǎn)到X軸上，即迭代公式中的y^為 零時(shí)，迭代結(jié)束，此時(shí)的xw即為極徑值，e為極角值； 利用FPGA的加減和移位運(yùn)算完成Cordic算法中的數(shù)學(xué)運(yùn)算，首先由FPGA產(chǎn)生需 要顯示在直角坐標(biāo)系下的圖像中各像素一一對(duì)應(yīng)的直角坐標(biāo)(Xi， Yi)， FPGA利用自身的加 法器和移位寄存器完成Cordic算法的迭代運(yùn)算和校正，并在FPGA的控制下得到對(duì)應(yīng)的極 坐標(biāo)信息(P ， 9 )，將得到的極坐標(biāo)信息轉(zhuǎn)換成各像素點(diǎn)在SRAM中存儲(chǔ)的地址；FPGA根據(jù) 該地址讀取SRAM中的數(shù)據(jù)，即對(duì)應(yīng)像素的灰度值，進(jìn)而形成一幅直角坐標(biāo)圖像。
本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)和積極效果 (1)多重診斷。既可以通過(guò)電子內(nèi)窺鏡直接觀察粘膜表面的病變形態(tài)，又可以進(jìn)行 超聲掃描成像，獲得消化器官管壁各個(gè)斷層的組織學(xué)特征。因此擴(kuò)大了內(nèi)窺鏡的診斷范圍， 提高了內(nèi)窺鏡的診斷能力。 (2)使用壽命長(zhǎng)。采用已授權(quán)專(zhuān)利的微型超聲電機(jī)前置驅(qū)動(dòng)探頭轉(zhuǎn)動(dòng)，無(wú)需易斷的 柔軟連接結(jié)構(gòu)，使用壽命大大加長(zhǎng)。
(3)動(dòng)態(tài)聚焦。由于實(shí)現(xiàn)了單探頭合成孔徑技術(shù)，解決了探測(cè)深度與橫向分辨率之
間的矛盾，使超聲波在傳播的各個(gè)深度上橫向分辨率恒定，可獲得更為準(zhǔn)確的診斷結(jié)果。
(4)結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單。與傳統(tǒng)超聲內(nèi)窺鏡相比，電機(jī)的前置省掉了軟鋼絲與體外電機(jī)的結(jié)
構(gòu)，簡(jiǎn)化了系統(tǒng)；采用單換能器陣元進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描，探頭尺寸小，實(shí)現(xiàn)合成孔徑的同時(shí)，并未
采用較大的線陣或凸陣的探頭，僅在成像算法上進(jìn)行了改進(jìn)，使系統(tǒng)的升級(jí)與維護(hù)更加靈
活、方便。

圖1是本發(fā)明超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)原理框圖。
圖2是本發(fā)明基于編碼激勵(lì)技術(shù)的超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路。 圖3是本發(fā)明的模擬接收電路。 圖4是本發(fā)明的超聲數(shù)字處理系統(tǒng)。 圖5是本發(fā)明的USB接口電路。 圖6是本發(fā)明采用的換能器激勵(lì)編碼。 圖7是本發(fā)明單換能器陣元旋轉(zhuǎn)接收示意圖。 圖8是本發(fā)明縱向聚焦示意圖。 圖9是本發(fā)明正交解調(diào)原理圖。 圖10是本發(fā)明Cordic算法原理圖。 圖11是本發(fā)明數(shù)字掃描變換漏點(diǎn)插補(bǔ)示意圖。 圖中，1為90。硬彎曲，2活檢通道，3醫(yī)學(xué)電子內(nèi)窺鏡，4電機(jī)轉(zhuǎn)子，5電機(jī)定子，6 探頭引線，7探頭外殼，8換能器，9超聲波束，10單換能器陣元位置I， 11單換能器陣元位置 II。
具體實(shí)施方式
實(shí)施例1、超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng) 如圖1所示，本發(fā)明提供的基于單換能器陣元的超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)包 括六個(gè)部分微型超聲探頭(由部件4 8組成)、超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路、模擬接收電路、數(shù)字 處理電路、USB接口電路和計(jì)算機(jī)圖像顯示系統(tǒng)。
系統(tǒng)各部分詳述如下
1、微型超聲探頭 采用收發(fā)一體的單換能器陣元作為超聲波發(fā)射源，同時(shí)用來(lái)接收超聲反射回波， 并由微型超聲電機(jī)前置驅(qū)動(dòng)換能器在人體內(nèi)進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描(微型超聲探頭已授權(quán)發(fā)明專(zhuān) 利，專(zhuān)利號(hào)ZL200410019745. 9)。
2、超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路 利用Supertex公司的超聲專(zhuān)用芯片MD1211和TC6320 ，設(shè)計(jì)了超聲探頭驅(qū)動(dòng)電 路，如圖2所示，包括編碼激勵(lì)電路和匹配電路，其中編碼激勵(lì)電路由兩組超聲專(zhuān)用芯片 MD1211和TC6320組成，如圖2所示，第一組(Ul、 U2) ， MD1211根據(jù)FPGA輸出的編碼信號(hào)， 輸出相同編碼的驅(qū)動(dòng)信號(hào)，驅(qū)動(dòng)TC6320輸出高壓方波編碼激勵(lì)信號(hào)，實(shí)現(xiàn)編碼信號(hào)的功率 放大；在這部分電路中，U1將FPGA輸出的3.3V編碼信號(hào)轉(zhuǎn)換成碼型反相的驅(qū)動(dòng)信號(hào)。然 后由這個(gè)碼型反相的信號(hào)驅(qū)動(dòng)U2芯片中的P溝道和N溝道輪流導(dǎo)通，輸出高壓電平信號(hào)； 第二組(U3、U4)，用來(lái)使輸出的編碼信號(hào)的最后一位迅速穩(wěn)定于0電位。這部分電路中，U3 在編碼信號(hào)由Ul 、U2變換完成后開(kāi)始工作，此時(shí)U3驅(qū)動(dòng)U4中的P或N溝道MOS管導(dǎo)通，將 輸出信號(hào)穩(wěn)定在OV，避免對(duì)單換能器陣元的誤激勵(lì)。 單換能器陣元在諧振頻率附近工作時(shí)，對(duì)外呈現(xiàn)為容性，如果直接與方波編碼激 勵(lì)信號(hào)相連，會(huì)引起信號(hào)波形失真，降低超聲發(fā)射效率。此外，根據(jù)交流電路理論，只有負(fù)載 為激勵(lì)源的最佳負(fù)載時(shí)，才可以獲得最大輸出功率。但是，單換能器陣元的電阻抗不同于編
9碼激勵(lì)電路的最佳負(fù)載阻抗，因此必須進(jìn)行阻抗匹配，以使換能器獲得最大輸出功率。匹配 電路用來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)單換能器陣元內(nèi)阻的調(diào)諧匹配和與編碼激勵(lì)電路的阻抗匹配，由串聯(lián)電阻 R、并聯(lián)電感L構(gòu)成，串聯(lián)電阻實(shí)現(xiàn)編碼激勵(lì)電路和換能器之間的阻抗匹配，并聯(lián)電感實(shí)現(xiàn) 換能器的并聯(lián)調(diào)諧。編碼激勵(lì)電路輸出的高壓編碼信號(hào)經(jīng)匹配電路匹配后，激勵(lì)換能器發(fā) 出具有編碼特性的超聲波。
3、模擬接收電路 模擬接收電路由三部分組成，其結(jié)構(gòu)如圖3所示，包括1)隔離電路。由于超聲 內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)采用收發(fā)一體的超聲換能器，放大電路需和編碼發(fā)射電路連在一 起，因此為了避免高壓激勵(lì)信號(hào)損壞放大電路，必須在放大電路之前增加隔離電路。采用開(kāi) 關(guān)二極管并聯(lián)限幅的方法，利用其開(kāi)關(guān)特性和在非線性工作區(qū)的工作特性，將發(fā)射脈沖的 幅度限制在1V范圍內(nèi)，起到對(duì)放大器輸入端的保護(hù)作用。2)放大電路。共完成兩方面任
務(wù)，一是將微弱超聲信號(hào)放大，便于后續(xù)電路處理，二是對(duì)超聲信號(hào)進(jìn)行增益補(bǔ)償。超聲波 在人體組織中傳播時(shí)，其能量隨著傳播距離的增加而按照指數(shù)規(guī)律衰減。用a表示平均衰 減系數(shù)，用R(x)表示在x處的反射系數(shù)，則回波信號(hào)S(t)可以表示為
S(t) = R(x)I。e—2ax = R(x)I。e—2act (1) 其中，c為超聲波在人體組織中的傳輸速度，t為超聲波從波源傳播到X處的時(shí)間； 1。為入射波聲強(qiáng)。本發(fā)明采用兩片可變?cè)鲆娣糯笃鰽D8331級(jí)聯(lián)的方案實(shí)現(xiàn)超聲信號(hào)的前置 放大和增益補(bǔ)償，前一片采用固定的30dB增益，完成前置放大功能，后一片采用可變?cè)鲆妫?按式1的信號(hào)幅度曲線完成增益補(bǔ)償功能，增益范圍0 15. 5dB。 3)濾波電路。采用傳統(tǒng) 的RC電路完成模擬帶通濾波器的設(shè)計(jì)，系統(tǒng)采用8MHz的超聲換能器，相對(duì)帶寬40%，因此 濾波器的通帶范圍設(shè)定為6. 4MHz 9. 6MHz，實(shí)現(xiàn)高頻噪聲的去除及抗混疊濾波。
4、數(shù)字處理電路 數(shù)字處理電路由高速A/D轉(zhuǎn)換電路、FPGA數(shù)字處理電路和SRAM存儲(chǔ)電路組成，完 成超聲信號(hào)數(shù)字處理和掃描變換功能。如圖4所示。FPGA是系統(tǒng)的核心，既負(fù)責(zé)時(shí)序控制， 又負(fù)責(zé)數(shù)字信號(hào)處理。
5、USB接口電路 如圖5所示，USB接口電路由ISP1581接口芯片實(shí)現(xiàn)，并應(yīng)用增強(qiáng)型51單片機(jī)作為
本地CPU，承載固件程序，實(shí)現(xiàn)對(duì)接口電路的全局控制。DMA控制器(DMAC)選用CPLD實(shí)現(xiàn)，
負(fù)責(zé)DMA信號(hào)的發(fā)出和讀取，并控制DMA方式下的USB數(shù)據(jù)傳輸。數(shù)據(jù)傳輸速度為8MB/s，
每秒可顯示5幅圖像。 6、計(jì)算機(jī)圖像顯示系統(tǒng) 圖像顯示系統(tǒng)包括界面程序、驅(qū)動(dòng)程序、固件下載程序。界面程序用來(lái)實(shí)現(xiàn)超聲圖 像的顯示和對(duì)系統(tǒng)的操作，如圖像的凍結(jié)，存儲(chǔ)與打??；驅(qū)動(dòng)程序?qū)崿F(xiàn)計(jì)算機(jī)對(duì)USB設(shè)備的 識(shí)別，超聲數(shù)據(jù)的讀取，以及界面程序操作指令的發(fā)送；固件下載程序在USB接口與計(jì)算機(jī) 連接時(shí)自動(dòng)從計(jì)算機(jī)下載至USB設(shè)備，控制USB設(shè)備與計(jì)算機(jī)的通信。
實(shí)施例2、獲得較大孔徑的合成方法 本發(fā)明方法采用單換能器陣元來(lái)發(fā)射并接收超聲波，利用單換能器陣元的旋轉(zhuǎn)效
應(yīng)，在不同的時(shí)刻與位置發(fā)射并接收超聲回波，等效"合成"出較大的孔徑。 用編碼激勵(lì)技術(shù)提高發(fā)射能量，解決單換能器陣元發(fā)射功率較小的問(wèn)題；同時(shí)在合成孔徑算法中，在實(shí)現(xiàn)橫向聚焦的同時(shí)，對(duì)深度方向的編碼信號(hào)也進(jìn)行聚焦處理。
該方法具體包括設(shè)計(jì)并生成編碼信號(hào)，波束合成(包括縱向匹配濾波、距離徙動(dòng) 校正和橫向的匹配濾波)，正交解調(diào)、數(shù)字掃描變換四個(gè)部分。各部分?jǐn)⑹鋈缦?
1 、設(shè)計(jì)并生成編碼信號(hào) 與傳統(tǒng)的單脈沖激勵(lì)不同，編碼激勵(lì)采用長(zhǎng)編碼脈沖激勵(lì)換能器，激發(fā)的超聲波 信號(hào)為一個(gè)長(zhǎng)脈沖。由于編碼激勵(lì)信號(hào)的持續(xù)時(shí)間遠(yuǎn)長(zhǎng)于換能器的脈沖響應(yīng)時(shí)間，因而可 以增加超聲信號(hào)攜帶的能量。編碼激勵(lì)的反射回波也是一個(gè)長(zhǎng)脈沖，這會(huì)降低系統(tǒng)的縱向 分辨率，需對(duì)回波進(jìn)行縱向的聚焦，以獲得與單脈沖激勵(lì)相同的縱向分辨率，同時(shí)提高超聲 回波信號(hào)的信噪比。 本發(fā)明采用4位Barker (+1+1+1-1)碼作為激勵(lì)編碼。為了獲得較高的發(fā)射效率， 應(yīng)使編碼信號(hào)的頻譜盡可能的落在超聲換能器的帶寬范圍內(nèi)。因此，本發(fā)明對(duì)激勵(lì)碼的子 脈沖進(jìn)行調(diào)制，以正負(fù)脈沖構(gòu)成編碼信號(hào)的單位碼元，碼元長(zhǎng)度為換能器中心頻率的倒數(shù) 1/f0，使編碼信號(hào)的頻譜最大限度地與單換能器陣元的頻譜重合，以獲得最大的發(fā)射效率， 調(diào)制后的編碼信號(hào)如圖6所示，前三組正負(fù)脈沖構(gòu)成4位Barker碼的前三位，最后一組負(fù) 正脈沖構(gòu)成4位Barker碼的最后一位。
2、波束合成 波束合成是孔徑合成方法的核心部分。采用單換能器陣元探頭合成孔徑的原理如 下對(duì)于單個(gè)點(diǎn)目標(biāo)，其后向反射的回波是發(fā)散的，因此換能器陣元在旋轉(zhuǎn)掃描過(guò)程中，在 一定的旋轉(zhuǎn)角度內(nèi)都可以接收到該點(diǎn)目標(biāo)反射的回波。根據(jù)旋轉(zhuǎn)掃描的這種特點(diǎn)，在可接 收到點(diǎn)目標(biāo)回波的旋轉(zhuǎn)角度內(nèi)，可將這種旋轉(zhuǎn)特性等效成較大的孔徑，其理論橫向分辨率 為D/2，其中，D為換能器的發(fā)射孔徑。
波束合成的具體步驟為 1)對(duì)具有編碼特性的回波信號(hào)進(jìn)行縱向聚焦。本發(fā)明采用Barker碼激勵(lì)換能器， 因此，縱向匹配濾波器的聚焦實(shí)際上是一個(gè)時(shí)域巻積的過(guò)程，如圖7所示。信號(hào)依次與匹配 濾波器的參數(shù)相乘求和，每次前進(jìn)t，即1/f，f為超聲波的中心頻率，最后得到匹配濾波的 結(jié)果。編碼信號(hào)經(jīng)縱向聚焦后可以得到和單脈沖激勵(lì)時(shí)一樣的結(jié)果，但其幅度和信噪比要 明顯好于后者，其信噪比至少提升了 1.36dB。 2)時(shí)域距離徙動(dòng)校正。換能器在接收點(diǎn)目標(biāo)的回波時(shí)，由于位置的不同，使換能器 與點(diǎn)目標(biāo)間的距離不同，因此，接收到的回波有不同的時(shí)間延遲和相位變化，如圖8所示。 若不進(jìn)行處理，點(diǎn)目標(biāo)得到的圖像將是一個(gè)呈拋物線狀的彌散斑，這是一個(gè)具有二維特征 的量，在橫向聚焦壓縮時(shí)，會(huì)在縱向產(chǎn)生分量，從而影響縱向分辨率，因此，在橫向壓縮前要 將拋物線校正為直線。根據(jù)單探頭旋轉(zhuǎn)特點(diǎn)，如圖8中，R為單換能器陣元正對(duì)探測(cè)點(diǎn)時(shí)探 測(cè)點(diǎn)到換能器的距離，R'為旋轉(zhuǎn)一定角度后的距離，r為換能器的旋轉(zhuǎn)半徑，R' 、 R+r、 r構(gòu) 成了一個(gè)三角形的三邊，求出R'就可得到探測(cè)點(diǎn)在時(shí)域的距離彎曲量。
具體實(shí)現(xiàn)方法為，在采集到的極坐標(biāo)圖像上，對(duì)任一條掃描線，其上的點(diǎn)都可理解 為是探測(cè)的目標(biāo)點(diǎn)。設(shè)定一條掃描線上的某點(diǎn)與單換能器陣元的旋轉(zhuǎn)中心的距離為x，其值 為該點(diǎn)在掃描線上的橫坐標(biāo)值(代表單換能器陣元的發(fā)射面正對(duì)該點(diǎn)時(shí)的距離)與單換能 器陣元的旋轉(zhuǎn)半徑的和。單換能器陣元偏轉(zhuǎn)伊角度后，該點(diǎn)到單換能器陣元的發(fā)射面的距離 為x' ， x、 r、 x'成為一個(gè)三角形三條邊，由余弦定理，得到
x'= + -2xrcos(p (2)
r為換能器的旋轉(zhuǎn)半徑，x'即為偏轉(zhuǎn)W角度后，該點(diǎn)在掃描線上的橫坐標(biāo)值，因此， 距離徙動(dòng)校正要補(bǔ)償?shù)木嚯x徙動(dòng)量為
Ax = x' -x (3) 以此建立查找關(guān)系，根據(jù)旋轉(zhuǎn)角度量即可得到相應(yīng)的距離徙動(dòng)量，實(shí)現(xiàn)距離徙動(dòng) 校正，將位于不同距離的信號(hào)調(diào)整到同一距離上。 3)對(duì)距離徙動(dòng)校正后的信號(hào)進(jìn)行橫向的聚焦。橫向聚焦的匹配濾波器應(yīng)與橫向超 聲回波的性質(zhì)相同，由于換能器是在旋轉(zhuǎn)過(guò)程中接收信號(hào)，因此，橫向的回波信號(hào)具有多普 勒效應(yīng)，可近似為線性調(diào)頻信號(hào)。因此，設(shè)計(jì)橫向匹配濾波器如下/Kf) = exp|/27r[ |/d/]} (-^"<*) (4) fd。為多普勒中心頻率，f^為多普勒調(diào)頻率。h(t)的指數(shù)是t的二次函數(shù)，代表了 橫向信號(hào)是一個(gè)線性調(diào)頻信號(hào)，利用其來(lái)描述橫向信號(hào)的特征。由于橫向匹配濾波器的參 數(shù)較多，在時(shí)域處理運(yùn)算量較大，難以保證實(shí)時(shí)性，因此，首先將信號(hào)沿橫向變換到頻域，然 后進(jìn)行橫向的匹配濾波，最后再變換為時(shí)域，得到波束合成的最后結(jié)果。 3、正交解調(diào) 超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)采用B型超聲成像模式，利用超聲信號(hào)的幅度(包
絡(luò))調(diào)制圖像顯示的亮度，本發(fā)明采用數(shù)字下變頻技術(shù)實(shí)現(xiàn)信號(hào)幅度信息的提取，其原理
如圖9所示。系統(tǒng)將A/D轉(zhuǎn)換電路調(diào)整到正交解調(diào)的前面，在中頻段實(shí)現(xiàn)回波信號(hào)的數(shù)字
化，然后利用數(shù)字技術(shù)對(duì)信號(hào)進(jìn)行混頻、濾波、采樣率變換等處理，以實(shí)現(xiàn)去除載波，提取基
帶信號(hào)的目的，實(shí)現(xiàn)信號(hào)的數(shù)字下變頻。 圖9中波束合成后的超聲信號(hào)表示為 y(t) = a(t)cos[ w0t+9 ] (5) 其中，a(t)為超聲信號(hào)的瞬時(shí)幅度，"。為超聲載波頻率，9為信號(hào)的初始相位。
超聲信號(hào)經(jīng)ADC采樣后，轉(zhuǎn)換成如下式所示的數(shù)字信號(hào)
= cos[co0m7^ + (6)
其中，1= 1/fs，fs為ADC采樣頻率。數(shù)字信號(hào)x(n)分別與數(shù)控振蕩器NC0輸出 的頻率為"。的正余弦信號(hào)相乘，得到兩路相互正交的信號(hào)
xi(w) = |a(w)[cos(2o>0wrs + + cos(p(w))〗 (7)
x2(w) = ^a(w)[eos(2a)。Mrs + <p(w)) — sin(<p( ))] (8) 將這兩路信號(hào)分別通過(guò)數(shù)字低通濾波器，濾除2"。頻率分量，以得到I、 Q兩路正
交的基帶信號(hào)
/(W)=會(huì)X COS((jO(W》 (9)
2(") = "(")xsin((p(")) (10) 濾波獲取的基帶信號(hào)的最高頻率受換能器帶寬的限制，一般較低，而采樣率依然
為ADC的采樣頻率，如果直接進(jìn)行信號(hào)處理，電路的運(yùn)算量非常大，因此需要進(jìn)行數(shù)據(jù)抽
取，降低采樣頻率，以減小后續(xù)電路的運(yùn)算量。數(shù)據(jù)抽取后的兩路正交基帶信號(hào)為
/(/ )=全x cos((p(m)) (11)
二會(huì)a(w)xsin(cpOn)) (12) 求其均方根，即可獲得超聲信號(hào)的幅度信息(基帶信號(hào))
a(附)一/2(附)+ 02(附) (13)
4、數(shù)字掃描變換 超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)采用B型成像模式，即超聲探頭以扇形掃描的方式 獲取目標(biāo)物體的斷層灰度圖像。在這種掃描方式下，各個(gè)角度的回波信號(hào)是以極坐標(biāo)形式 存儲(chǔ)的，不利于人眼觀察，因此，必須對(duì)掃描圖像進(jìn)行坐標(biāo)掃描變換，使其按直角坐標(biāo)的格 式顯示。為了滿足圖像實(shí)時(shí)顯示的要求，本發(fā)明采用硬件Cordic算法完成數(shù)字掃描變換。
Cordic算法是一種循環(huán)迭代算法，通過(guò)對(duì)一系列固定的與運(yùn)算基數(shù)有關(guān)的角度的 不斷偏擺，迭代逼近所需要旋轉(zhuǎn)到的位置，最終轉(zhuǎn)過(guò)的角度的矢量和即極坐標(biāo)中的極角；為 了將極坐標(biāo)與直角坐標(biāo)相互映射，規(guī)定Cordic算法的目標(biāo)向量，即迭代逼近的最終位置為 直角坐標(biāo)系的X軸，極徑和極角的迭代公式如式(14)、 (15)、 (16)，
xi+1 = cos ( e》(Xiii tan ( e》) (14)
yi+1 = cos ( 9》(y「Xi tan ( 9》) (15) (16) 通過(guò)多次偏擺迭代，使原始向量^Oq，y》旋轉(zhuǎn)到X軸上，即迭代公式中的yw為零 時(shí)，迭代結(jié)束，此時(shí)的xw即為極徑值，9為極角值。本發(fā)明利用FPGA的加減和移位運(yùn)算完 成Cordic算法中的乘法、三角函數(shù)等復(fù)雜的數(shù)學(xué)運(yùn)算，并利用FPGA的儲(chǔ)存器實(shí)現(xiàn)流水線操 作。從而在硬件中完成數(shù)字掃描變換。首先由FPGA產(chǎn)生需要顯示在直角坐標(biāo)系下的圖像 中各像素一一對(duì)應(yīng)的直角坐標(biāo)(Xi， Y》，F(xiàn)PGA利用自身的加法器和移位寄存器完成Cordic 算法的迭代運(yùn)算和校正，并在FPGA的控制下得到對(duì)應(yīng)的極坐標(biāo)信息(P ， 9 )，將得到的極 坐標(biāo)信息轉(zhuǎn)換成各像素點(diǎn)在SRAM中存儲(chǔ)的地址。FPGA根據(jù)該地址讀取SRAM中的數(shù)據(jù)，即 對(duì)應(yīng)像素的灰度值，進(jìn)而形成一幅直角坐標(biāo)圖像。 經(jīng)過(guò)掃描變換得到的直角坐標(biāo)圖像在半徑方向的采樣數(shù)據(jù)比較密集，但沿角度方 向上的采樣數(shù)據(jù)間存在較大距離，尤其是在遠(yuǎn)場(chǎng)。因此，需對(duì)掃描變換后的圖像進(jìn)行漏點(diǎn)插 補(bǔ)。本發(fā)明算法只進(jìn)行遠(yuǎn)場(chǎng)角度方向的插補(bǔ)，即遠(yuǎn)場(chǎng)圓插補(bǔ)。如圖ll所示，P(i， j)、P(i， j+1)為相鄰掃描線上具有相同半徑的兩個(gè)點(diǎn)，按線性插補(bǔ)原則在它們所在的圓周上求出它
13們之間若干點(diǎn)的插補(bǔ)數(shù)據(jù)。把最鄰近的四個(gè)點(diǎn)P(i， j)、P(i， j+l)、P(i+l， j)、P(i+l， j+l) 組成的扇區(qū)分成四個(gè)均勻的小扇區(qū)a、b、 c、 d。顯示像素落在哪個(gè)小扇區(qū)中，就取該小扇區(qū) 左上方的插補(bǔ)數(shù)據(jù)值作為其顯示的灰度值，此法避免了只進(jìn)行徑向一維插補(bǔ)情況下造成的 角度方向失真以及進(jìn)行二維插補(bǔ)需要的復(fù)雜運(yùn)算，卻能達(dá)到近似于二維插補(bǔ)的效果。
具體應(yīng)用實(shí)例1 微型超聲探頭經(jīng)電子內(nèi)窺鏡的活檢鉗道進(jìn)入人體，對(duì)食道進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描檢測(cè)，單 換能器陣元固定在探頭內(nèi)的超聲電機(jī)上，其中單換能器陣元的尺寸為2mmX4mm。對(duì)食道進(jìn) 行檢測(cè)，在獲得其表面圖像的同時(shí)，還可得到其內(nèi)部組織斷層圖像。通過(guò)單換能器陣元探頭 的旋轉(zhuǎn)效應(yīng)"合成"的孔徑，使系統(tǒng)成像的信噪比提升5. 65dB，橫向分辨率為2. 2mm。其中， 信噪比的提升分為兩部分，縱向匹配濾波提升了 1. 36dB，橫向匹配濾波提升了 4. 29dB ;點(diǎn) 目標(biāo)在圖像的遠(yuǎn)場(chǎng)形成的彌散斑弧長(zhǎng)可達(dá)15mm，經(jīng)過(guò)合成孔徑處理，可將其壓縮至2. 2mm， 大幅提高了橫向分辨率。
具體應(yīng)用實(shí)例2 對(duì)胃壁進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描。可通過(guò)電子內(nèi)窺鏡的控制手柄控制超聲探頭在胃中的位置 與偏轉(zhuǎn)角度，實(shí)現(xiàn)對(duì)胃壁的全面檢測(cè)。由于單探頭合成孔徑技術(shù)實(shí)現(xiàn)了超聲波的動(dòng)態(tài)聚焦， 即使超聲探頭距離某一個(gè)方向的胃壁較遠(yuǎn)，也可獲得相同的橫向分辨率，可達(dá)2. 2mm，并且 隨著探測(cè)深度的增加橫向分辨率不變，不必?fù)?dān)心圖像的失真。
具體應(yīng)用實(shí)例3 如圖1所示為超聲合成孔徑系統(tǒng)結(jié)構(gòu)，可根據(jù)對(duì)系統(tǒng)成像與處理的實(shí)時(shí)性能、探 測(cè)目標(biāo)處理的難易程度的要求動(dòng)態(tài)改變其中的合成孔徑算法的參數(shù)，包括根據(jù)編碼長(zhǎng)度、 旋轉(zhuǎn)掃描速度修改深度方向和橫向方向的匹配濾波器參數(shù)，以實(shí)現(xiàn)聚焦性能的統(tǒng)一。本發(fā) 明提供數(shù)據(jù)緩存功能，可在圖像凍結(jié)的同時(shí)保留孔徑合成前的原始數(shù)據(jù)，便于對(duì)固定位置 的圖像進(jìn)行更精確的合成孔徑處理。
具體應(yīng)用實(shí)例4 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)與應(yīng)用實(shí)例3相同，為增加超聲波的穿透深度，可在不出現(xiàn)時(shí)域波形混 疊的前提下提高編碼激勵(lì)信號(hào)的長(zhǎng)度，或更改激勵(lì)碼的碼型，增強(qiáng)換能器的發(fā)射功率和效 率。人體胃壁的平均厚度約為3. 8mm，有5個(gè)性質(zhì)彼此不同的界面層，各層的平均厚度約為 0. 76mm，因此，在采用8腿z單換能器陣元探頭的情況下，編碼長(zhǎng)度最長(zhǎng)為8位，由于Barker 碼的有特殊的位數(shù)要求，因此，加長(zhǎng)編碼一般取5位和7位；隨著探頭頻率的提高，編碼長(zhǎng) 度可適當(dāng)加長(zhǎng)。同時(shí)，改變合成孔徑算法的深度方向匹配濾波器參數(shù)，包括參數(shù)個(gè)數(shù)和參數(shù) 值，與編碼長(zhǎng)度及編碼相位相同，以適應(yīng)對(duì)激勵(lì)信號(hào)的調(diào)整。這樣既增加了探測(cè)深度，又不 影響系統(tǒng)的分辨率。
1權(quán)利要求
一種基于單換能器陣元的超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)，其特征在于該系統(tǒng)包括微型超聲探頭采用收發(fā)一體的單換能器陣元作為超聲波發(fā)射源，同時(shí)用來(lái)接收超聲反射回波，并由微型超聲電機(jī)前置驅(qū)動(dòng)換能器在人體內(nèi)進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描；超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路通過(guò)探頭引線與微型超聲探頭連接，采用編碼激勵(lì)技術(shù)對(duì)微型超聲探頭中的單換能器陣元進(jìn)行驅(qū)動(dòng)，提高發(fā)射功率，增強(qiáng)回波能量；模擬接收電路依次由隔離電路、放大電路和濾波電路三部分組成，通過(guò)探頭引線與微型超聲探頭連接；其中，隔離電路采用開(kāi)關(guān)二極管并聯(lián)限幅的方法，利用其開(kāi)關(guān)特性和在非線性工作區(qū)的工作特性，對(duì)發(fā)射脈沖的幅度進(jìn)行限制，起到對(duì)放大電路輸入端的保護(hù)作用；放大電路共完成兩方面任務(wù)，一是將接收到的微弱超聲信號(hào)放大，便于后續(xù)電路處理，二是對(duì)超聲信號(hào)進(jìn)行增益補(bǔ)償；濾波電路，采用傳統(tǒng)的RC電路完成模擬帶通濾波器的設(shè)計(jì)，實(shí)現(xiàn)高頻噪聲的去除及抗混疊濾波；數(shù)字處理電路由高速A/D轉(zhuǎn)換電路、FPGA數(shù)字處理電路和SRAM存儲(chǔ)電路組成，通過(guò)數(shù)據(jù)線與模擬接收電路連接，完成超聲信號(hào)數(shù)字處理和掃描變換功能；USB接口電路通過(guò)數(shù)據(jù)線分別與數(shù)字處理電路和計(jì)算機(jī)圖像顯示系統(tǒng)連接，用于傳輸圖像數(shù)據(jù)；計(jì)算機(jī)圖像顯示系統(tǒng)用來(lái)實(shí)現(xiàn)超聲圖像的實(shí)時(shí)顯示。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的成像系統(tǒng)，其特征在于所述的超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路包括編碼激 勵(lì)電路和匹配電路，其中編碼激勵(lì)電路由兩組超聲專(zhuān)用芯片MD1211和TC6320組成，第一組 (Ul、 U2) ， MD1211根據(jù)FPGA輸出的編碼信號(hào)，輸出相同編碼的驅(qū)動(dòng)信號(hào)，驅(qū)動(dòng)TC6320輸出 高壓方波編碼激勵(lì)信號(hào)，實(shí)現(xiàn)編碼信號(hào)的功率放大；第二組(U3、 U4)，用來(lái)使輸出的編碼信 號(hào)的最后一位迅速穩(wěn)定于0電位；匹配電路由串聯(lián)電阻R、并聯(lián)電感L構(gòu)成，串聯(lián)電阻實(shí)現(xiàn) 編碼激勵(lì)電路和換能器之間的阻抗匹配，并聯(lián)電感實(shí)現(xiàn)換能器的并聯(lián)調(diào)諧；編碼激勵(lì)電路 輸出的高壓編碼信號(hào)經(jīng)匹配電路匹配后，激勵(lì)換能器發(fā)出具有編碼特性的超聲波。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的成像系統(tǒng)，其特征在于所述的模擬接收電路中的放大電路采 用兩片可變?cè)鲆娣糯笃鰽D8331級(jí)聯(lián)的方式實(shí)現(xiàn)超聲信號(hào)的前置放大和增益補(bǔ)償，前一片 采用固定的30dB增益，完成前置放大功能，后一片采用可變?cè)鲆妫垂?1)的信號(hào)幅度曲 線完成增益補(bǔ)償功能，增益范圍0 15. 5dB :<formula>formula see original document page 2</formula>其中，S(t)為回波信號(hào)，R(x)表示在x處的反射系數(shù)，a表示平均衰減系數(shù)，c為超聲 波在人體組織中的傳輸速度，t為超聲波從波源傳播到x處的時(shí)間，I。為入射波聲強(qiáng)。
4. 一種采用權(quán)利要求1所述的成像系統(tǒng)獲得較大孔徑的合成方法，其特征在于該方法 包括第1、設(shè)計(jì)并生成編碼信號(hào)，使換能器發(fā)出的超聲波具有編碼特征； 第2、根據(jù)第1步設(shè)計(jì)的編碼信號(hào)特點(diǎn)，設(shè)計(jì)縱向匹配濾波器，在時(shí)域完成回波信號(hào)的 縱向聚焦處理；第3、根據(jù)單換能器陣元的微型超聲探頭的旋轉(zhuǎn)掃描特點(diǎn)，在時(shí)域完成距離徙動(dòng)校正， 以去除橫向與縱向的二維信號(hào)耦合；第4、將第3步距離徙動(dòng)校正后的信號(hào)沿橫向變換至頻率域，通過(guò)橫向的匹配濾波器， 在頻率域完成橫向聚焦處理；第5、將第4步橫向聚焦處理后的信號(hào)變換回時(shí)域，進(jìn)行正交解調(diào)，得到反映人體組織 特征的極坐標(biāo)圖像，極坐標(biāo)圖像的橫坐標(biāo)表示極徑，縱坐標(biāo)表示極角；第6、采用硬件Cordic算法完成極坐標(biāo)圖像至直角坐標(biāo)圖像的數(shù)字掃描變換，以便于 人眼觀察。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于第1步所述的編碼信號(hào)采用4位Barker碼 作為激勵(lì)編碼，以正負(fù)脈沖構(gòu)成激勵(lì)編碼中的子脈沖，即單位碼元，碼元長(zhǎng)度為單換能器陣 元發(fā)出的超聲波中心頻率的倒數(shù)1/f。，前三組正負(fù)脈沖構(gòu)成4位Barker碼的前三位，最后 一組負(fù)正脈沖構(gòu)成4位Barker碼的最后一位。
6. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于第2步所述的縱向匹配濾波器是一系列的 特征參數(shù)，與超聲回波信號(hào)對(duì)應(yīng)，其參數(shù)是超聲回波信號(hào)的復(fù)共軛；采用縱向匹配濾波器聚 焦實(shí)際上是在時(shí)域使超聲回波信號(hào)與其復(fù)共軛做巻積的過(guò)程；在數(shù)字處理電路中，信號(hào)依 次與縱向匹配濾波器的參數(shù)相乘求和，每次前進(jìn)t ，即1/f。， f。為超聲波的中心頻率，最后 得到匹配濾波的結(jié)果。
7. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于第3步所述的距離徙動(dòng)校正的方法如下 在采集到的極坐標(biāo)圖像上，對(duì)任一條掃描線，其上的點(diǎn)都可理解為是探測(cè)的目標(biāo)點(diǎn)；設(shè)定一條掃描線上的某點(diǎn)與單換能器陣元的旋轉(zhuǎn)中心的距離為x，其值為該點(diǎn)在掃描線上的 橫坐標(biāo)值與單換能器陣元的旋轉(zhuǎn)半徑的和，其中橫坐標(biāo)值代表單換能器陣元的發(fā)射面正對(duì) 該點(diǎn)時(shí)的距離；單換能器陣元偏轉(zhuǎn)P角度后，該點(diǎn)到單換能器陣元的發(fā)射面的距離為x'， x、 r、x'成為一個(gè)三角形三條邊，由余弦定理，得到;c' = ^/jf2 +r2 一2x, cosp (2)r為換能器的旋轉(zhuǎn)半徑，x'即為偏轉(zhuǎn)^角度后，該點(diǎn)在掃描線上的橫坐標(biāo)值，因此，距離 徙動(dòng)校正要補(bǔ)償?shù)木嚯x徙動(dòng)量為Ax = x' -x (3)以此建立查找關(guān)系，根據(jù)旋轉(zhuǎn)角度量即可得到相應(yīng)的距離徙動(dòng)量，實(shí)現(xiàn)距離徙動(dòng)校正， 將位于不同距離的信號(hào)調(diào)整到同一距離上。
8. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于第4步所述的橫向匹配濾波器為柳=exp[/2;r[厶.,-(-f < " f) (4)fd。為多普勒中心頻率，fdr為多普勒調(diào)頻率。
9. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于第5步所述的正交解調(diào)的方法如下 將權(quán)利要求4第4步橫向聚焦處理后的信號(hào)變換回時(shí)域，則超聲信號(hào)表示為 y(t) = a(t)cos["。t+ e ] (5)其中，a(t)為超聲信號(hào)的瞬時(shí)幅度，"。為超聲載波頻率，e為信號(hào)的初始相位；超聲 信號(hào)經(jīng)ADC采樣后，轉(zhuǎn)換成如下式所示的數(shù)字信號(hào)，以一個(gè)序列表示，n為正整數(shù) x(w) = cos[w?！? <K")] (6)其中，Ts= l/fs， fs為ADC采樣頻率，數(shù)字信號(hào)x(n)分別與數(shù)控振蕩器NCO輸出的頻 率為"。的正余弦信號(hào)相乘，得到兩路相互正交的信號(hào)xi(w)=丄fl(M)[cos(2o。w!Ts + + cos(p(w))] (7)A (") = 5 a(")[cos(2，rs + - sin,))] (8)將這兩路信號(hào)分別通過(guò)數(shù)字低通濾波器，濾除2"。頻率分量，以得到I、 Q兩路正交的基帶信號(hào)/(m)=會(huì)x cos(<p( )) (9)2(")+(")xsin(<p(")) (10)濾波獲取的基帶信號(hào)的最高頻率受換能器帶寬的限制， 一般較低，而采樣率依然為ADC 的采樣頻率，如果直接進(jìn)行信號(hào)處理，電路的運(yùn)算量非常大，因此需要進(jìn)行數(shù)據(jù)抽取，降低 采樣頻率，以減小后續(xù)電路的運(yùn)算量；數(shù)據(jù)抽取后的兩路正交基帶信號(hào)為/(m)=會(huì)x cos((p(m)) (11)二會(huì)a( x sin((jo(m)) (12)其中，m為抽取后的序列號(hào)，求其均方根，即可獲得超聲信號(hào)的幅度信息即基帶信號(hào)—=V/20") + G2—) (13)。
10.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于第6步所述的由極坐標(biāo)圖像至直角坐標(biāo)圖像的數(shù)字掃描變換的方法如下采用硬件Cordic算法完成數(shù)字掃描變換，Cordic算法是一種循環(huán)迭代算法，通過(guò)對(duì) 一系列固定的與運(yùn)算基數(shù)有關(guān)的角度的不斷偏擺，迭代逼近所需要旋轉(zhuǎn)到的位置，最終轉(zhuǎn) 過(guò)的角度的矢量和即極坐標(biāo)中的極角；為了將極坐標(biāo)與直角坐標(biāo)相互映射，規(guī)定Cordic算 法的目標(biāo)向量，即迭代逼近的最終位置為直角坐標(biāo)系的X軸，極徑和極角的迭代公式如式 (14)、 (15)、 (16)，xi+1 = cos ( e》(x「yi tan ( e》) (14)yi+1 = cos ( e》(y「Xi tan ( e》) (15)通過(guò)多次偏擺迭代，使目標(biāo)向量K0q，y》旋轉(zhuǎn)到X軸上，即迭代公式中的yi+1為零時(shí)， 迭代結(jié)束，此時(shí)的x^即為極徑值，e為極角值；利用FPGA的加減和移位運(yùn)算完成Cordic算法中的數(shù)學(xué)運(yùn)算，首先由FPGA產(chǎn)生需要顯 示在直角坐標(biāo)系下的圖像中各像素一一對(duì)應(yīng)的直角坐標(biāo)(Xi， Yi)， FPGA利用自身的加法器 和移位寄存器完成Cordic算法的迭代運(yùn)算和校正，并在FPGA的控制下得到對(duì)應(yīng)的極坐標(biāo) 信息(P ， 9 )，將得到的極坐標(biāo)信息轉(zhuǎn)換成各像素點(diǎn)在SRAM中存儲(chǔ)的地址；FPGA根據(jù)該地 址讀取SRAM中的數(shù)據(jù)，即對(duì)應(yīng)像素的灰度值，進(jìn)而形成一幅直角坐標(biāo)圖像。
全文摘要
超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)及較大孔徑的合成方法。本發(fā)明超聲內(nèi)窺鏡合成孔徑成像系統(tǒng)包括，微型超聲探頭、超聲探頭驅(qū)動(dòng)電路、模擬接收電路、數(shù)字處理電路、USB接口電路和計(jì)算機(jī)圖像顯示系統(tǒng)。獲得較大孔徑的合成方法采用編碼激勵(lì)技術(shù)、波束合成算法、正交解調(diào)技術(shù)和Cordic數(shù)字掃描變換算法實(shí)現(xiàn)，具體包括設(shè)計(jì)并生成編碼信號(hào)，波束合成(包括縱向匹配濾波、距離徙動(dòng)校正和橫向的匹配濾波)，正交解調(diào)和數(shù)字掃描變換四個(gè)部分。本發(fā)明區(qū)別于多陣元的線陣、凸陣掃描技術(shù)，采用單換能器陣元的微型超聲探頭，經(jīng)內(nèi)窺鏡活檢鉗道送入人體，在體內(nèi)進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描的同時(shí)，利用探頭的旋轉(zhuǎn)特性，等效“合成”出較大的孔徑，大幅提高了系統(tǒng)的信噪比與橫向分辨率。
文檔編號(hào)A61B8/12GK101785684SQ201010101410
公開(kāi)日2010年7月28日 申請(qǐng)日期2010年1月27日 優(yōu)先權(quán)日2010年1月27日
發(fā)明者俞鋒, 李妍, 李明, 汪毅, 郁道銀, 陳曉冬 申請(qǐng)人:天津大學(xué)