（信号与信息处理专业论文）基于fpga的数字波束形成系统的研究.pdf

摘要 摘要 基于f p g a 的数字波束形成系统的研究 硕士研究生张晓辉导师郭学雷 东南大学信息科学与工程学院 医学超声成像具有安全、无创、诊断及时，相对便携等优点，在临床中得到广泛应用。与x c t ( x 线计算机体层摄影术) 、m ( 核磁共振成像) 、e c t ( 放射性核素成像) 一起被公认为现代 医学四大影像技术。随着现代半导体技术和计算机技术的飞速发展，数字化成为超声系统发展的必 然趋势。 在数字化超声系统中，波束形成器是整个超声成像系统的核心部分，主要负责发射脉冲与接收 回波。发射脉冲的长度决定了图像的轴向分辨力，超声波束的宽度决定了图像的横向分辨力，因此 波束形成器的性能直接决定着成像质量的好坏。传统的波束形成器采用模拟延迟线和选择器来实现 延时，其缺点是聚焦偏转控制电路非常复杂、庞大，且模拟器件的固有特性，如插入损耗、阻抗不 匹配、噪声大、稳定性差等，也会大大降低实际系统的性能。 本文首先在前期b 超成像理论基础和仿真的前提下，结合目前广泛应用的f p g a 技术，对数字 化b 超的前端系统的实现进行了初步分析，设计了前端系统的实现结构。接着对波束形成的原理进 行分析和研究，分析常见的两种波束形成器的结构：非均匀采样波束形成器和均匀采样波束形成器。 设计基于f p g a 的数字波束形成器的均匀采样的实现结构，保证最大采样速率的前提下，大大减少 对存储容量的需求，简化系统且易于实现。完成数字化前端的其他关键模块：动态滤波器、数字化 正交检波器，n c o 、对数压缩等的原理分析和f p g a 实现方法的详细阐述。在q u a r n l si i 软件上的 仿真结果表明，采用f p g a 进行数字化b 超的设计不仅可以降低系统的成本与复杂度，而且提高了 系统的精度。 由于时间和条件的限制，发射前端模块的分析只仅限于理论分析和设计，没有结合探头进行具 体实现，无法获得实际的发射波形。因此波束形成器的实际仿真，动态滤波器和低通滤波器参数的 设定尚无法具体开展，以及最终的各个模块的下板调试也有待后续工作来完成。 关键词：波束形成，动态聚焦，正交检波，f p g a ，n c o ，对数压缩，动态滤波。 a b s n j a c t a b s t r a c t r e s e a r c ho fd i g i t a lb e a m f o r m i n gs y s t e mb a s e do nf p g a m s c a n d i d a t e ：z h a n g a o h u i s u p e r y i s o r ：g u ox u e l e i s c h o o lo fi n f o 珊a t i o ns c i e n c ea n de n g i n e e r i n g ，s o u t h e a s tu n i v e r s i t y ；c h i n a m e d i c a lu 1 n o 蚰di m a g i n g ，w h i c ho w n st 1 1 ec h 撇r i s t i c so fs a f e ，n o n i n v a s i v e锄dt i m e l y d i a g n o s i s ，i sw i d e l yu s e di nm o d e mc l i i l i ca n dr e g 砌e d 雒o n eo fm ed o m i i l a mm e d i c a li m a 垂n g t e c h n o l o g i e s w i t ht h ed e v e l o p m e n to fs e m i c o n d u c t o rt e c i l i l o l o g y 觚dc o m p u t e rt e c h n o i o g y ，d i 西t a l i z a t i o n i si n e v i t a b l yi nu l t r 丛o u n ds y s t e m i n 锄u l t r a s o u n di m a g i n gs y s t e m ，b e 锄f o n n e ri so fv i t a li m p o r t a n c e ，f o ri t sp e 渤m 柚c el e a d sad h c t 勰w e l la ss i g n i f i c a mi m p a c to nt h eq u a l i t yo fi m a g i n g f o n i l e ra n a j o gb e 锄f o 加e r si l l e v i t a _ b l yi i l l l e r i t m a n ys h o r t c o m i n g s 丘o ma 1 1 a l o gd e v i c e s ，s u c h 孙i f l s e r t i o n1 0 s s ，i i i l p e d a i l c em i s m a t c h ，h i 曲n o i s el e v e l ，l o w s 劬i l i 劬h u g ec i r c u i ta n ds oo n a c c o r d i n gt 0t h et l l e o d r 曲l l d y i n ga n ds i m u l a t i l l g ，i ta i l a l y s e st h er e a l i z a t i o no fd i g i t i z e d 仃o n t - e n do f b - m o d eu l 订a s o u l l dd i a g n o s i s ，t h e nd e s i g n sn l er e a l i z a t i o ns t l l t u r eb 勰e do nf p g a t h e 陀a r e 钾 s c h e m e so fh a r d w a r ei m p l e m e m a t i o n ：n o n u n i f o r ms a m p l i n gb e 锄f o n 】a i n ga n du n i f o r ms 锄p l i n g b e 锄f o 咖i l 唱t h e 啪i f 0 皿s 锄p l i n gb e 锄f o m i i l gc a nc u td o w nm er e q u i r e m e n to fr a m 锄de a s y r e a l i z a t i o n i i ls u c c e s s i o n ，i n 仃o d u c e so t l l e rp a n i c u l a rd e s 蝤【1o f d y n 锄i cf i l t e r ，d i g i t a li qd e m o d u l a t i 呱 n 姗e r i c a lc o n 怕l l e do s c i l l a t o ra i l dl o g a r i 缸lc o m p r e s s i o nb a s e do nf p g a 1 1 1 es i i n u l a t i o no nq 删t u si i i n d i c a t e st h a ti tc 锄n o to n l yd e c r e a s et h ee x p e n d i t u r e 锄dc o m p l e x i 劬b u ti m p r o v e 也ep r e c i s i o no f 白d r l l | - e n ds y s t e m d u et 0t h el i m i t a t i o no ft i m i n ga n dt e c h n o l o 百c a lc o n d i t i o n ，t 1 1 em o d u l eo fe m i s s i o nc a i l tr e a l i z e ，s o p r a c t i c a js i m u l a t i o no fb ea i 怕姗i n g ，t | l ep a r 锄e t e r0 fd y n 锄i cf i l t e r 锄dl o wp a s sf i l t e ra l s oc a l l t a c c o m p l i s h b e s i d e s ，b o a r dd e b u g g i n go fs y s t e mi st h em a i nt a s ki nt h en e 斌s t a g e k e y w o r d s ：b e 锄f o 咖i n g ，d ) r n 锄i cf o c u s i n g ，d i 萄t a l d e m o d u l a t i o n ，f p g a ，n c o ，l o g a r i 廿l l c o m p r e s s i o n ，d y n 锄i cf i l t e r n 东南大学学位论文独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是我个人在导师指导下进行的研究工作及取得的研究成果。 尽我所知，除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含其他人已经发表或撰写过 的研究成果，也不包含为获得东南大学或其它教育机构的学位或证书而使用过的材料。与我 一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示了谢意。 研究生签名：日期：型z ! 墨：1 7 东南大学学位论文使用授权声明 东南大学、中国科学技术信息研究所、国家图书馆有权保留本人所送交学位论文的复印 件和电子文档，可以采用影印、缩印或其他复制手段保存论文。本人电子文档的内容和纸质 论文的内容相一致。除在保密期内的保密论文外，允许论文被查阅和借阅，可以公布( 包括 以电子信息形式刊登) 论文的全部内容或中、英文摘要等部分内容。论文的公布( 包括以电 子信息形式刊登) 授权东南大学研究生院办理。 研究生签名：哗导师签名 日期： 第一章绪论 1 1 医学超声成像概述 第一章绪论 超声是超过正常入耳能听到的声波，频率在2 0 z 以上。超声波成像，也称超声扫描或超声波 扫描术，是一项广泛应用的诊断技术，它利用超声的物理特性和人体器官组织声学性质上的差异， 以波形、曲线或图像的形式实时显示人体内部组织的动态解剖结构图i lj 。超声成像设备按其工作原 理来分，主要有以下三类纠： 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 用面最广的一类诊断设备。这类设备又可按其显示方式分为a 型、b 型和m 型三种。 a 型显示一显示的是回波信号的包络幅度( a m p l i t u d e ) ，横坐标代表超声的传播时间，即探 测目标的深度；纵坐标代表回波的幅度，即探测目标的响应强度。根据回波的分布、包络的宽度及 幅度的大小，可以测定病灶在人体组织中的深度、病灶的大小、脏器的厚度等，在某种程度上可推 测病灶的物理性质( 囊性、实质性、含气性) 。 b 型显示一显示的是人体组织结构的两维解剖图，采用亮度( b r i 曲臼l e s s ) 调制方式来显示回 波信号的强弱，其灰阶代表着人体组织结构的反射或散射系数的变化。 m 型显示显示的是人体组织在一维空间里的运动轨迹( 垂直轴) 图，它是时间( 水平轴) 的函数。m 型图像对运动器官的研究，如心脏、胎心及动脉血管的搏动特别有用，尤其对心脏运动 结构的探查更为有效，通常称之为超声心电图( u l 雠o n i cc a r d i o g r a m ) 或回声心电图( e c h o c a r d i o 伊踟) 。 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的超声信 号的频移，或者说多普勒频移。目前这类设备的品种较多，像胎儿听诊器、血流检测仪、多普勒诊 断系统和彩色血流显像仪等。1 9 8 3 年，a l o k a 公司研制成功世界上第一台彩色血流成像系统s s d 8 8 0 ， 并推向市场。此后，世界上很多公司相继生产出了彩色血流成像系统( c o l o rf l o wm a p p i n g ) ，简称 c f m 。1 9 9 0 年安科公司推出了中国第一台c f m 系统a s u 0 1 c 型彩色血流成像仪，也称彩色多普勒 血流成像仪，国内常简称为彩超。 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，如超声全息、透射型 超声c t 、透射型超声显微镜等。 当前，医学超声成像( u l tr _ 笛o i l i ci m a g i n g ) 技术与x - c t ( x - c o m p u t e rt o m o 脚h y ，x 射线计算 机体层摄影术) 、m ( n u c l e a rm a g n e t i cr e s o n a n c ei i i l a g i n g ，核磁共振成像) 、e c t ( s i n g l ep h o t o n e m i s s i o nc o m p u t e dt o m o g r a p h ，单光子发射计算机断层显像) 一起被公认为现代医学四大影像技术， 三足鼎立，成为现代医学影像技术中不可替代的支柱。和其他成像技术相比，超声成像的优势在于： ( 1 )相对安全，无需电离辐射； ( 2 )无创，大多数检测不会使病人痛苦； ( 3 ) 不像x r a y 、c t 和m r j 那样需要特殊的设备，便携式超声扫描仪在野外也可以进行超 声诊断； ( 4 )实时显示能力，能够实时显示器官的运动功能。 超声成像虽然有上述优点，但当前的超声成像仪还有许多问题值得研究：帧率低，现今超声成 像系统的帧率约为3 0 帧秒，这对运动器官的实时诊断存在不利的影响；分辨率不够高，超声成像 是从大量背景噪声中提取有用的信息，图像受噪声干扰严重，因此成像质量不是很好，有待进一步 改进。 东南大学硕士学位论文 1 2 课题背景及发展趋势 现代医学超声诊断仪是最新医学超声基础理论研究、新型压电材料和超声换能器、计算机处理、 声成像技术与信息传输技术相结合的产物。7 0 年代以b 型超声成像技术为特征，8 0 年代以彩色多 普勒成像技术为特征，9 0 年代则以超声体成像为特征。而当今医学超声诊断的新技术发展特点主要 体现在宽频带化、数字化、多功能化、多维化以及信息化等五个方面的综合应用上，这一发展引导 着未来先进医学超声诊断设备研制的创新思维。其中，全数字化技术自2 0 世纪9 0 年代初推出以来， 已成为现今超声诊断系统的最先进的平台，它主要包括以下几项技术： 1 数字波束形成技术【3 ，4 5 1 。采用大规模集成电路的数字延迟器和电脑技术控制的波束形成，根 本上解决了模拟延迟线精度低、稳定性差、施控难、带宽和动态范围有限、插入损耗大、阻抗不匹 配和噪音较大等问题。因此，数字波束形成技术的主要优点有：可以实现跟踪式动态接收聚焦、动 态变迹和动态孔径等，使全程声场时空特性得到改善，获得高质量的声束，使系统的分辨力接近理 论水平；保证获取信号的准确性和系统的稳定性；为获取大带宽、大动态范围的回波信息提供必要 的条件；有利于系统的小型化。 2 高速前端a d 转换技术。射频数字化是将回声信号经前置放大后即进行模数变换，然后再通 过数字延迟器。所以高速a d 和多通道( 多达5 1 2 和1 0 2 4 ) 技术的出现，才能使前端数字化得以实 现。它在一定程度上解决了带宽、动态范围、噪声、暂态特性之间的矛盾，使系统有可能获得较真 实的完整的回声信息。有测试结果表明：前端数字化后，分辨率改善3 0 ，动态范围增加4 8 d b 、 随机噪声降低1 3 。 3 宽频探头和技术。探头技术的发展，出现了超高密度阵元( 5 1 2 ，1 0 2 4 阵元) 探头，并可使 探头的相对带宽超过8 0 。面阵超高密度阵元探头的出现，使二维聚集成为可能，它能同肘改善横 分辨和轴向分辨率。而宽频探头结合数字波束形成和射频数字化使现今的全数字化系统能实现宽频 技术，该技术可避免使用模拟仪器损失5 0 以上频带信息的弊端。所以宽频探头和宽频技术，不仅 能解决分辨力和穿透力的矛盾，而且信息量丰富，有可能获取完整的组织结构反射的宽带信号，提 高对组织的鉴别力。 4 可控波形编码发射技术【6 。7 剐。采用编码激励脉冲序列来代替单一脉冲作为发射信号。线性调 频码、g o l a y 码和b u 唱e 码等编码技术的应用，对于提高图像的信噪比、成像的深度以及帧率都有 显著效果。 在数字化超声诊断仪的研制方面，美国a 1 r l 公司走在了世界的前列，他们于1 9 8 7 年研制出了 世界上第一台前端全数字化超声诊断仪，而将超声的数字化技术进一步前推到波束形成的则是美国 g e 公司，他们在2 0 0 0 年将数字编码技术应用于超声脉冲的编码与解码，这一处理放大了有用的微 弱信号，抑制了不需要的回波信号，多方面改善了图像的质量。国内在超声诊断仪研发方面的水平 相对比较落后，虽然拥有无锡海鹰、徐州凯信、汕头超声研究所、深圳安科这样的老牌超声专业厂 商，但生产的超声诊断仪以中低档为主，而且机型均采用模拟波束形成器结构，严重制约了超声诊 断仪性能的提升。目前为止，只有深圳迈瑞公司在2 0 0 6 推出了国内自主研制的第一台全数字化彩超， 将数字波束形成器付诸实践，从而迈出了国内的超声波束形成技术从模拟转向数字的第一步。 1 3 本文工作的意义和主要研究内容 随着现代半导体技术和计算机技术的飞速发展，尤其是现代s o c 技术的发展，使得可以在一块 芯片上实现一个系统，保证快速、低成本、高效地进行高速数字逻辑电路和信号处理电路的实现， 这也是超声诊断器械设计实现全面数字化设计的关键。目前在数字化便携式彩超的工程实现方面， 国内已经有很多相关的研究工作，尤其是迈瑞公司在今年已经推出了国内第一款数字化便携式彩超 产品【9 1 。 可以看到，在全数字化超声诊断仪的设计和实现中，f p g a 器件和e d a 技术作为一种先进高效 2 第一章绪论 的设计手段，得到了广泛的应用。但是目前通常只利用f p g a 器件速度快、可编程的特性完成简单 的数字逻辑功能设计，例如组合逻辑译码，内存的读写地址信号产生、片选信号，产生高速时钟脉 冲、接口电路等等。近几年来，可编程逻辑器件的结构，功能、集成度、价格等主要参数已经发生 了非常大的变化，a 1 t e r a 的q l l a n i l si i 集成设计软件在实际开发中早已替代了早前的m a x p l i l si i 等软 件。这些巨大的变化并没有在国内超声诊断仪的研发中得到充分的体现，因此，应该采用最新的技 术、最新的器件，让更多地模块更好的设计并实现。 近年来，在和全数字化超声诊断仪密切相关的其他工业领域，基于f p g a c p l d 的数字电路设 计已经非常普及。例如在高能聚焦超声领域，使用f p g a 实现d d s ，对高强度聚焦超声进行高精度 的相位调控：相控阵聚焦，超声数字波束合成器和合成孔径成像方法引自雷达领域，基于f p g a 的 数字信号处理技术在其中已得到了大规模的应用。 一 体积小巧、性价比高的便携式超声近两年来亦成为产品市场上的热点，工业水平的进步是解决 体积和性能两者之间矛盾的唯一途径。近几年国外一些先进的医疗器械厂商已经占领了便携式彩超 的制高点，而国内这一领域的领军企业，迈瑞公司今年才开发出第一款便携式彩超。无数实践证明： 在数字化超声诊断仪的研发和制造中大量使用f p g a 技术和先进的设计方法，对于提高产品性能、减 小体积、降低成本，具有重要的意义。 波束形成器是超声成像系统的核心部分，其合成波束的质量直接决定了图像质量的好坏。本课 题针对国内超声诊断仪中传统模拟波束形成器的诸多不足，着眼于对超声图像质量的改善，研究全 数字b 超中的数字波束形成技术，目标是完成数字波束形成器的f p g a 实现和后续数字信号处理部 分各模块的设计。课题任务大致分成二个阶段，在前期的理论分析和验证仿真工作的基础上，本论 文主要完成第二阶段的工作，即基于f p g a 的全数字b 超中数字波束形成器的设计以及信号处理部 分各模块的设计。具体研究内容如下： 1 学习医学超声成像的基本原理，全面了解超声成像系统的分类，以及各自的工作原理与应用， 了解波束形成器的核心作用及其研究进展。 2 深入研究超声波束形成基本理论，包括波束形成的基本原理，扫描方式，以及波束的特性， 找到图像质量与波束参数之间的联系，从而设计有效的波束控制方法来达到改善图像质量的目的。 根据前期的工作，搭建基于f p g a 的数字化超声诊断仪前端系统。 3 研读和分析各种f p g a 器件手册，选择合适的器件型号；了解f p g a 设计的各个流程，掌握 前端设计方法，学习v e r i l o g 皿l 和_ i d l 硬件设计语言，熟练使用q 1 1 a r t l l si i 等硬件仿真平台。 4 通过分析与总结各种波束形成器结构的特点，研究动态接收回波的延时数据，同时结合本课 题的实际应用和目标，设计出适合本系统的数字波束形成器，并设计适合f p g a 实现的波束形成结 构。 5 对波束形成的回波信号进行数字域的信号处理，设计其中的各个模块：动态滤波器，f i r 滤 波器，检波电路，n c o ，以及对数压缩，并在q u a r t u si i 仿真软件上进行仿真验证。 3 第二章医学超声成像 第二章医学超声成像 医学成像技术以观察人体信息为目的，目前使用较为广泛的是x 线成像、超声波成像、磁共 振成像、放射性核素成像、热成像、光学成像等1 0 1 。超声成像技术，由于具有安全、适应面广、直 观、可重复检查、对软组织鉴别力强、灵活及价廉等优点，已成为当代医学图像诊断中的首选技术， 在现代诊断技术中占有极为重要的地位。 2 1 医学超声成像的基本原理 人体结构对超声而言是一个复杂的介质，各种器官与组织，包括病理组织有它特定的声阻抗和 衰减特性。因而构成声阻抗上的差别和衰减上的差异。超声射入体内，由表面到深部，将经过不同 声阻抗和不同衰减特性的器官与组织，从而产生不同的反射与衰减。这种不同的反射与衰减是构成 超声图像的基础。将接收到的回声，根据回声强弱，用明暗不同的光点依次显示在影屏上，则可显 出人体的断面超声图像，称这为声像图。 人体器官表面有被膜包绕，被膜同其下方组织的声阻抗差大，形成良好界面反射，声像图上出现完 整而清晰的周边回声，从而显出器官的轮廓。根据周边回声能判断器官的形状与大小。 超声经过不同正常器官或病变的内部，其内部回声可以是无回声、低回声或不同程度的强回声。 无回声：是超声经过的区域没有反射，成为无回声的暗区( 黑影) ，可能由下述情况造成：液 性暗区：均质的液体，声阻抗无差别或差别很小，不构成反射界面，形成液性暗区，如血液、胆汁、 尿和羊水等。这样，血管、胆囊、膀胱和羊膜腔等即呈液性暗区。病理情况下，如胸腔积液、心包 积液、腹水、脓液：肾盂积水以及含液体的囊性肿物及包虫囊肿等也呈液性暗区，成为良好透声区。 在暗区下方常见回声增强，出现亮的光带( 白影) 。衰减暗区：肿瘤，如巨块型癌，由于肿瘤对超 声的吸收，造成明显衰减，而没有回声，出现衰减暗区。实质暗区：均质的实质，声阻抗差别小， 可出现无回声暗区。肾实质、脾等正常组织和肾癌及透明性变等病变组织可表现为实质暗区。 低回声：实质器官如肝，内部回声为分布均匀的点状回声，在发生急性炎症，出现渗出时，其 声阻抗比正常组织小，透声增高，而出现低回声区( 灰影) 。 强回声：可以是较强回声、强回声和极强回声。较强回声：实质器官内组织致密或血管增多 的肿瘤，声阻抗差别大，反射界面增多，使局部回声增强，呈密集的光点或光团( 灰白影) ，如癌、 肌瘤及血管瘤等。强回声：介质内部结构致密，与邻近的软组织或液体有明显的声阻抗差，引起 强反射。例如骨质、结石、钙化，可出现带状或块状强回声区( 白影) ，由于透声差，下方声能衰减， 而出现无回声暗区，即声影( a c o u s t i cs h a d o w ) 。极强回声：含气器官如肺、充气的胃肠，因与邻 近软组织之声阻抗差别极大，声能几乎全部被反射回来，不能透射，而出现极强的光带。 超声成像的工作原理类似于声纳，用高频声波作为其成像声源。接触人体皮肤表面进行扫查的 探头是一种声电换能器，它将脉冲发生器产生的高频激励电信号，通过探头中晶体的振动，转换成 低能超声波脉冲；超声波脉冲在人体组织内传播时，在不同声阻抗和不同衰减特性的器官与组织界 面处会产生不同的反射与散射信号，而且随着传播深度的增加，超声脉冲的能量还会逐渐衰减；探 头接收反射或散射回来的信号后将它转换成电信号，电信号再经一系列信号处理、图像处理后形成 图像显示出来。上述过程是脉冲回波法超声扫描仪的最基本步骤【l l 1 2 】，其系统结构如图2 1 所示。 5 东南大学硕士学位论文 图2 1 超声扫描仪系统结构图 2 2 波束控制 显示图形及图像的质量主要由轴向分辨力( 即纵向分辨力) ，横向分辨力( 即侧向分辨力) ，对 比分辨力，时间分辨力来衡量，均与波束参数密切相关，因此可通过对波束的控制来达到改善图像 质量的目的。波束控制方法有聚焦、偏转、变迹、动态孔径等。 2 2 1 聚焦与偏转 聚焦( f o c u s i n g ) ，是指将换能器子阵中各阵元的接收回波经适当延迟后相加起来，使焦点处发 射或散射的信号形成同相位相加，获得最强的合成信号，而不在焦点处的信号因不是同相位相加， 而合成信号大大削弱，甚至互相抵消i l3 1 。 偏转( s t e e m g ) ，也称方向控制，即控制波束扫描的方向【1 4 1 ，可以沿着垂直于换能器子阵中心 的方向( 中心轴) ，如线阵扫描，也可以偏离中心轴的方向，如凸阵和相控阵扫描。偏转常与聚焦结 合起来使用，使得既可以对中心轴上的目标点进行聚焦，也可以对非轴上的目标点进行聚焦，从而 保证整幅图像的清晰度。 当信源离换能器阵列较远时，假设等相面为平面时不会引入较大的聚焦误差，此情况下，可以 认为信源位于远场，一个典型的例子是传统的雷达成像：信源到换能器的距离远大于换能器的尺寸。 当上述假设不能成立，即只有将等相面看成球面才能获得较好的聚焦效果时，信源位于近场。在超 声成像中，换能器的尺寸与成像深度相比不能忽略不计，因此超声成像属于近场成像，从扫描区域 返回的回波信号必须被看成球面波。 医学超声成像中的各种聚焦方法也代表着波束形成技术的不断进步。 1 定点聚焦 从波束形成技术的发展来看，最早使用的就是定点聚焦法，采用单元式换能器来实现，而不是 通过电子偏转或电子延时。对目标区域的扫描是通过旋转换能器来完成的。成像系统在发射、接收 过程中的焦点都是固定的，所成的图像为扇形，即机械扇形扫描仪。图2 2 显示的是定点聚焦系统 的发射波形。从图2 2 中可以看出，聚焦区域非常有限，而且旁瓣电平很高，近场区较宽。这些是 造成实时系统的市场需求较低的主要原因，b 型机械扫描仪一直占主导地位直到2 0 世纪7 0 年代后 期。 6 第= 章医学起声成像 图23 动态接收聚焦波形 分段动态聚焦( “p o s 醅白c 世) 是动态聚焦的一种改进方式。因为传统的延时一相加波束形成很 难在发射时采用动态聚焦，而如果采用定点聚焦，则成像质量很差。为了弥补这一缺陷，一般采用 分段动态聚焦，即将成像空间分成多个小段，每个小段内发射采用定点聚焦，接收采用动态聚焦。 东南大学硕士学位论文 分段动态聚焦相对于动态接收聚焦，图像的细节分辨力和对比分辨力均有所提高，但帧频有所 下降。假设动态接收聚焦的帧率为f ，分段数量为k ，则分段动态聚焦的帧率降为f l 【。 4 合成孔径聚焦 合成孔径聚焦的概念可以追溯到上世纪5 0 年代早期的雷达应用系统里，j o h n s o n 在1 9 7 5 年最 先提出将合成孔径聚焦的方法应用于超声波束形成技术中u 引，其基本原理是：逐一激励发射阵元向 成像区域发射超声脉冲，然后接收并存储来自成像区域的回波，成像运算在接收完所有回波后进行， 通过对不同位置的回波作相位调整和累加，实现逐点聚焦，最终重建整个成像区域的图像。随着研 究的不断深入，一系列改进的合成孔径成像技术被引入，如多阵元合成孔径聚焦( m u l t i e l e m e n t s ”t h e t i ca p e m u n ef o c u s i n g ，m s a f ) 、合成聚焦u 副( s y n t h e t i c a lf o c u s i n g ，s f ) 、合成接收孔径( s y n m e t i c a l r e c e i v ea p e r t u r e ，s r a ) 、合成发射孔径u 驯( s y n m e t i c a lt r a l l s m i ta p e m j r e ，s 1 a ) 。 上述各种聚焦技术中，焦点可以是以下任一情况中的点： 空间中的某一定点，如发射聚焦点定点聚焦； 与发射脉冲的波前一起以声速运动的点动态聚焦； 用合成孔径方法所成的图像中的一个像素点。 2 2 2 幅度变迹 抑制临床成像中的旁瓣最早是由e a t o n 和m e l e n 提出来的1 2 0 1 。发射、接收均采用波束形成技 术可大大降低旁瓣电平，且这一性能通过对发射脉冲接收回波进行幅度变迹( 印o d i z a t i o n ) 或用适 当的权值函数进行加权可得到显著改善。相关的文献资料直到上世纪7 0 年代才出现【2 l ，2 2 j ，而真正 将变迹技术应用于超声成像商业系统却是在8 0 年代。 变迹技术是一种控制发射和接收声场分布的手段。通常用方向图来描述声场分布。当发射子阵 中各个阵元用相同幅度的电信号激励时，其方向图中除了有一个主波束外，还存在多个副波束，称 为旁瓣。所有超声扫描仪均采用主波束成像，旁瓣的大量存在无疑将形成很大的干扰，它是形成伪 像、降低对比分辨力的重要因素。理论分析及实验证明，当发射子阵中中心阵元的激励强，而两旁 阵元的激励强度逐步减弱时，方向图中的旁瓣级( 即旁瓣与主瓣的相对声强) 明显减小。接收变迹 与发射变迹的原理相同。 变迹用幅度窗来实现，不同的变迹函数，旁瓣级减小的程度也不样。 2 2 3 动态孔径 动态孔径( d y n 锄i ca p e m 聃) 的概念是继之以动态变迹技术的实现后提出来的，即在接收过程 中动态改变孔径的大小。 孔径越大，其方向特性越好，所形成的波束主瓣越窄，旁瓣越低，从而可以提高图像的横向分 辨力。然而随着孔径的增大，波束在近场区的扩散角也增大了，导致探头附近的分辨力急骤降低， 得不到体表( 近场) 附件组织的良好声像图。因此，采用动态孔径的技术来提高近场分辨力。发射 时，以一定个数的阵元组合来完成；接收时，在近场区只有位于接收子阵中心的少数阵元参与接收， 其他阵元通道处于关闭状态，然后随着接收深度的增加，越来越多的接收通道被打开，接收孔径逐 渐增大。 近场内与换能器表面距离为d i s t 处的波束宽度6 w 可表示成 。 2 九d i s t2 c m s t 撕2 一2 一了i a p 。 n p ( 2 1 ) 通常，扫描平面内的波束宽度与垂直于扫描平面的波束宽度不相等。扫描平面( 即x z 平面) 内的波束宽度决定了图像的横向分辨力，而垂直于扫描平面( 即y z 平面) 的波束宽度决定了截面 厚度，即产生伪像的程度。 8 第二章医学超声成像 聚焦可以减小波束的宽度，从而改善图像的横向分辨力。聚焦只能在近场实现，可通过采用弯 曲阵元、声透镜或调相( 对不同阵元信号施加不同的相位延迟) 来完成。焦距( f o c a ll e n 呈吨h ) 是换 能器表面到焦区中心之间的距离。 当阵元或透镜的弯曲度增加，或相控阵中相位延迟的曲度增加时，焦点逐渐移向换能器，聚焦 程度逐渐加强，焦点处的波束宽度也逐渐减小。波束宽度的极限值( 即焦点处的波束直径6 w ) 取 决于波长、孔径及焦距，对于矩形孔径，它们之间的关系可表示成 打 6 w = 2 兄f = 2 a 上= ( 2 2 ) 口p 式中一是波长，是焦距，是孔径汀2 罢是用来衡量聚焦程度肛俐睇重要的参数，在 动态孔径技术中也会用到。f 一斥“聊6 p ，的取值范围及其意义如表2 1 所示。 表2 1f 一，z 甜聊沈，的取值 聚焦程度，一”甜7 ”6 p ， 强 6 最常用的是罗一嚣姗6 = 2 ，此时6 w = 4 a ，最佳横向分辨力的数值是轴向分辨力的4 倍。 动态孔径最大的好处是在采用动态聚焦的接收波束形成中保持，一刀“m 6 p ，( f = ) 为 常数，由式( 2 2 ) 可知，波束宽度与f 一刀甜聊6 p ，成正比，而波束宽度又决定了图像的横向分辨力， 因此当焦点深度不断增加时，孔径也随着夕的增大而动态增大，从而保证最大扫描深度范围以 内的波束宽度近乎为常数，整幅图像的横向分辨力比较均匀。 2 3 扫查方式 b 超仪显示的截面声像图是二维灰阶图像，为此，探头中的换能器所发射和接收的超声波方向 必须按一定规则扫查过一个平面。产生这种扫查的方法很多，有如下几种常用的扫查方式。 1 机械扇形扫查 机械扇形扫查是由机械扇扫b 超仪的探头来执行的。为此，机械扇扫探头中除了有换能器外， 还必须具有使换能器绕某一轴线往返摆动或绕轴旋转的驱动机构。同时，为使超声扫查所获得的回 波信息能真实地显示出来，探头中还应具备一种换能器位置检测装置。 探头中的驱动器在外电路的控制下驱动换能器绕其旋转轴左右来回摆动，其摆动角度通常在 4 5 6 之间，摆动频率在1 5 h z 左右。摆动频率的高低与探测深度等具体因素有关。在简易的实时显 像仪中，为了使显示的图像不致有严重的闪烁感，摆动频率不得低于1 5 h z 。1 5 h z 时，每秒有3 0 帧 图像，此时人眼已经开始感到有闪烁，特别是这种设备左右来回都成像，因此在图像的左右两边闪 烁得更严重。 机械扇形扫查探头中通常只有一片单元式的圆盘形压电换能器，其直径为1 2 2 0 m m 。由于机 械扇扫b 超仪的横向分辨力较差，已经被电子聚焦的环形阵换能器所取代。 2 相控阵扇形扫查 q 东南大学硕士学位论文 除了机械扇扫b 超仪中使用单元式换能器外，相控阵扫查、 均采用阵列式换能器。 相控阵扇扫所使用的换能器是小尺寸的线性阵列式换能器， 数从3 2 2 5 6 不等，所以相邻阵元中心距在0 。l o o 。6 册之间。 线阵式线性扫查和凸阵式扇形扫查 其阵列长度一般为2 c m 左右，阵元 超声相控阵扫查原理可以用图2 4 来说明。如果在各阵元上同时加上激励脉冲，它们所发射的 超声波将发生干涉，形成的合成波束的方向垂直于换能器的表面，如同单个阵子所发射的波束那样， 如图2 4 ( a ) 所示 ( 8 ) 同时激励合成波束 ( b ) 等时差激励合成波束 图2 4 超声相控阵扫查原理 如果激励脉冲在到达各阵元之前，一次延迟一个固定的很小的时间间隔f ，则各阵元上所产生 的声脉冲也获得相应的延迟。此时，整个换能器所发射的超声波的合成波束方向与法线之间就有一 偏向角8 ，如图2 4 ( b ) 所示。 随着发射延迟时间f 值的改变，偏向角a 也将随着改变。如果使左右两边的激励脉冲互易，则 合成波束的方向移至法线的另一侧。如果对各阵元的激励脉冲的延迟时间进行控制，就可使发射的 超声波束方向在一定角度范围内变化。这种用控制激励脉冲延长时间来操纵超声波波束方向的扫查 方式就叫做相控阵扫查。 激励脉冲的延迟时间f 与波束偏移法线方向的角度a ，之间的关系可由图2 4 求出，即 1 0 第二章医学超声成像 d ，、 f = 一s l n ( ，气) c 。 式中：c = 1 5 4 0 所s 是超声在人体软组织中传播速度的平均值，d 为相邻阵元的中心间距，p 为合 成波束的偏向角。 在相控阵超声诊断仪中，通过切换各阵元的发射激励脉冲的延迟时间f ，可使发射的超声束在 虬范围内作扇形扫查。通常可按等p 方式作顺序扫查，但也可设计某种f 的变化函数，使声束 按所需的“跳跃”式扫查，这在机械扇扫中是无法实现的。 根据互易原理，相控接收时的方向控制也是用延迟来达到的，只是这里延迟的是各阵元所接收 的回波信号。各阵元回波信号经延迟后叠加起来，就可获得某方向上目标的发射回波。各阵元的延 迟时间值与发射时的延迟值相同。 3 线阵式线性扫查 线性扫查所使用的换能器是大尺寸的线性阵列式换能器，其阵列长度一般在1 0 c m 左右，高频探 头及特殊探头中的换能器会小一些。目前，用于线阵式线性扫查用的换能器，其阵元数通常在6 4 2 5 6 。 当换能器作超声发射或接收回波时，每次只有相邻的一部分阵元参加，这一部分阵元称之为子 阵。子阵中阵元的个数由系统设计者选定。在线阵式线性扫查的b 超仪中，进行超声收、发的子阵， 其声束是垂直于子阵中间的一条直线( 不考虑束宽时) 。当子阵中的阵元从左至右依次移动一个阵元， 则超声束将扫查出一个矩形平面，由此即可得到一个矩形的超声图像，所以称这种扫查方法为线性 扫查。 实现线性扫查的方法有多种，对于不同的扫查方法，其收发所用的子阵及其换接顺序不同。以 6 4 阵元的换能器为例来说明心： 顺序扫查方法 如下图2 5 所示，在6 4 阵元的换能器中，把阵元1 8 作为第一个子阵，2 9 为第二个子阵， 3 l o 为第三个最后一个子阵为5 7 6 4 阵元。在整个超声扫查周期中，先由第一个子阵完成收 、发超声波的目的，其声场的指向处于第四和第五之间，如图中左边那条“扫查声场方向”线所示； 接着由第二个子阵完成收发超声波的目的，其声场的指向处于第五和第六阵元之间；如此继续下去， 使每个子阵依次轮流收发，直至第五十七个子阵完成收发后，即完成了一个超声扫查周期。扫查声 场方向被称为超声扫查线，每条超声扫查线都是垂至于换能器平面的平行线，具有确定的几何位置， 相邻两超声扫查线间的距离等于相邻阵元间的中心距d 。 曰 图2 5 顺序扫查方式 由上分析可知，一个超声扫查周期有5 7 条超声扫查线。为了把这5 7 条超声扫查线所扫出的几 l l 东南大学硕士学位论文 何面积的声像图不失真地显示在显示屏上，显示器的扫描光栅的几何尺寸比例应与超声扫查的几何 尺寸比例相同。 用5 7 条扫查线组成一幅图像，图像线条显得太稀疏。改进的办法是采用增加扫查线的扫查法。 间隔扫查方法 间隔扫查方法的原理如图2 6 所示，首先是第一个子阵1 7 进行收发，随后第二个子阵1 8 进行收发，接下去是第三个子阵2 8 ，第四个子阵2 9 直至第一百一十三个子阵5 7 6 3 ，第 一百一十四个子阵5 7 6 4 。第一个子阵工作时，波束位于第四个阵元的中心。第二个子阵工作时， 波束位于第4 与第5 个阵元的中心。第三个子阵工作时，波束位于第五个阵元的中心，显然， t 这种间隔扫查中，扫查线间距( ，6 4 个阵元可得到1 1 4 条扫查线，比顺序扫查方法增加一倍。 1234567891 01 11 21 31 4 一d 卜一 曰 图2 6 间隔扫查方式 收发交叉扫查方法 原理如图2 7 所示，这种方式的发射子阵为8 个阵元，而接收子阵为7 个阵元。同一组的8 个 阵元连续发射两次。先用前面7 个阵元接收第一次回声信号，再用后起7 个阵元接收第二次回声信 号。对于8 个阵元的子阵，其发射声场的波峰中心处于第4 与第5 阵元中间，而两次接收时的子阵 方向图的主瓣分别指向第4 和第5 阵元的中心位置。从最终的接收效果( 即合成声场) 看，扫查线 分别处于第4 阵元中心向第5 阵元移动及第5 阵元中心向第4 阵元移动的地方，两条扫查 ， 线的间隔为。由此可见，收发交叉扫查也可使扫查线加倍。 1 2 第二章医学超声成像 曰 三三三三三三二二一d 卜l 1 二二二 = 二二二三 d | 卜一 匕2 王r 1 发射子阵 、耋兰三三冬，励忏阵 苣三三三三誊蕃三接收子阵 东南大学硕士学位论文 凸阵式换能器的圆弧半径取决于使用场合。 使用凸阵换能器作超声扫查时，其视野比线阵式线性扫查及机械( 或相控阵) 扇扫都大。图2 9 给出了凸阵探头、线阵探头和机械扇扫探头发射声束的比较图。凸阵式换能器作超声扫查时，可以 采用线阵式线性扫查相似的几种扫查方法。 2 4 超声成像系统的结构 o 5 籀 l o 潞 斥 量 1 5 。 图2 9 三种探头视野的比较 图2 1 0 给出了一个完整超声回波接收成像系统的结构框图，从换能器接收回来的回波电压到最 后的成像控制。整个系统由5 部分组成：换能器，波束形成器、信号处理器、图像处理器、以及显 示器这五个部分组成。 图2 1 0 回波接收成像系统框图 换能器用于接收回波信号，将接收回来的声信号转换成电信号，接着波束形成器对各个通道的 回波信号进行预处理并延时相加，形成一条确定方向的完整扫查信号，信号处理模块对扫查信号进 行一些信号域的处理，消除一些噪声和干扰的影像，使得回波信号更加的理想，通过不同扫查线的 扫查结果的汇总，产生一幅实时动态的人体结构图。根据显示的需要，对扫查图像进行局部的图像 处理后，进行存储和显示。 本论文只讨论波束形成器和信号处理两个模块的结构和设计实现，信号处理器输出的即为帧 黑自超声图像，通过后续的图像处理就可用于显示。接下来分别讨论这两个模块。 1 4 第三章f p g a 原理与开发流程 第三章f p g a 原理与开发流程 现场可编程门阵列( f i e l dp r o g r a m m 曲l eg a t ea r r a 【y ) 是由可配置( 可编程) 逻辑块组成的数字 集成电路( i c ) ，这些逻辑块之间可配置的互连资源。设计工程师可以对这类器件进行( 编程) 配置 来完成各种各样的任务【2 3 】。 3 1f p g a 原理与结构 f p g a 是单元