（光学工程专业论文）数字式超声内窥成像系统信号处理的研究.pdf

摘要 超声内窥镜通过电子内窥镜的活检通道将微型超声探头送入人体消化道，通 过探头旋转扫描获取人体消化道壁的医学超声图像，发现其中的早期癌变和微小 肿瘤，是目前诊断人体内脏器官病变的最佳方法。然而，超声内窥镜的微型探头 超声发射面积小，超声信号发射功率不高，聚焦性能不易控制，使超声内窥镜所 探测的信号微弱，信噪比不高，需要进一步处理以提高成像质量。 本文针对超声内窥镜的工作环境和超声换能器的特点，将编码激励技术应用 于超声内窥系统，以提高信号的信噪比和系统安全性，并进行实验验证编码激励 提高信噪比的效果；利用换能器旋转扫描的特性，仿真研究了基于超声内窥系统 的合成孔径技术，利用合成孔径技术提高成像信噪比与分辨率。 本文的主要工作有： 1 、针对超声内窥镜的工作环境与换能器的特性，选择长度较短的4 位b a r k e r 编码作为编码激励信号。针对编码信号频谱与换能器通带关系，选择正负脉冲作 为编码调制信号。计算了不同换能器相对带宽下编码激励获得的信噪比增益，利 用m a t l a b 进行超声编码激励成像仿真，仿真结果表明，采用编码激励信号能够 有效提高成像信噪比与图像对比度。 2 、搭建编码激励实验系统，在2 5 v 激励电压下进行单脉冲与b a r k e r 编码激 励的对比实验，由于激励电压较低，单脉冲激励下超声信号几乎淹没于噪声，而 由于能量的积累，编码激励信号经脉冲压缩后信噪比2 4 5 d b ，但由于换能器带 宽限制，编码激励信噪比增益仅为1 9 d b 。 3 、利用换能器扫描旋转时与目标距离不断变化的特性，将合成孔径技术应 用于超声内窥镜，针对超声信号的宽带、高相关性的特点，采用鲁棒性较好延迟 叠加法进行信号合成。仿真研究表明，采用合成孔径技术，对提高成像分辨率 作用有限；通过理论计算与仿真发现，采用合成孔径技术能够大幅提高成像的信 噪比。 关键词：超声内窥镜，二相编码，匹配滤波，合成孔径，分辨率，信噪比 a b s t r a c t b e c a u s eo ft h ev e r ys m a l ls i z eo ft h eu l t r a s o n i cp r o b eo ft h eu l t r a s o n i ce n d o s c o p e ，t h e t r a n s m i t t i n gp o w e ro ft h eu l t r a s o u n di sl i m i t e da n dt h ef o c u s i n gp a t t e r ni sh a r dt o c o n t r 0 1 t h u s ，t h ee c h of r o mt h et i s s u ei sv e r yw e a k ，l e a d i n gt oal o ws i g n a l t o - n o i s e r a t i o i ti si m p o r t a n tt om a k eu s eo fa d v a n c e ds i g n a lp r o c e s s i n gt e c h n o l o g yt oi m p r o v e t h ep e r f o r m a n c eo ft h eu l t r a s o n i ce n d o s c o p e b a s e do nt h es t r u c t u r eo ft h es t o m a c ha n dt h ee s o p h a g u sa n dt h ec h a r a c t e r i s t i co f t h et r a n s d u c e r , c o d e de x c i t a t i o ni s a p p l i e dt o t h eu l t r a s o n i ce n d o s c o p i ci m a g i n g s y s t e mt oi m p r o v et h es i g n a l - t o n o i s er a t i oa n dt h es e c u r i t yo ft h ea p p a r a t u s a n e x p e r i m e n tw a sc o n d u c t e dt ov e r i f y t h ee f f i c i e n c yo ft h ec o d e de x c i t a t i o n c o n s i d e r i n gt h a tal a r g e ra p e r t u r ec a nb es y n t h e s i z e dd u r i n gt h ep r o b e sr o t a t i o n a l s c a n i n g ，s y n t h e t i ca p e r t u r ei m a g i n gb a s e do nt h eu l t r a s o n i ce n d o s c o p ew a ss i m u l a t e d t ov e r i f yt h a ts i g n a l t o - n o i s er a t i oc a n b ei m p r o v e d t h i st h e s i sm a i n l yf o c u s e so n ： 1 b a s e do nt h ep r i n c i p l e so fc o d e de x c i t a t i o n ，4t a p sb a r k e rc o d ew a ss e l e c t e d c o n s i d e r i n gt h ep a s s b a n do ft h et r a n s d u c e r , p o s i t i v e - n e g t i v ep u l s ew a su s e dt o m o d u l a t et h eb a r k e rc o d et o i m p r o v e t h e e f f i c i e n y o fc o d e de x c i t a t i o n s i g n a l - t o - n o i s eg a i nw a sc a l c u l a t e df o rd i f f e r e n tf r a c t i o n a lb a n d w i d t ho ft h e t r a n s d c u e ra n dd i f f e r e n tc o d el e n g t h as i m u l a t i o nu s i n gf i e l di iw a sc o n d u c t e dt o c o m p a r et h ee f f e c to fp u l s e de x c i t a t i o na n dc o d e de x c i t a t i o n 2 ac o d e de x c i t a t i o n e x p e r i m e n tp l a t f o r mw a sc o n s t r u t e du s i n gf p g a ， e x c i t a t i o nc i r c u i t ，a n dm i c r o - t r a n s d u c e r u n d e rt h ee x c i t a t i o nv o l t a g e2 5 vp u l s e da n d c o d e de x c i t a t i o nw a sc o n d u c t e d b e c a u s eo ft h el o we x c i t a t i o nv o l t a g e ，t h ee c h oo f t h ep u l s e de x c i t a t i o ns i g n a lw a sm e r g e di nt h en o i s e ，w h e r e a st h ee c h oo ft h ec o d e d e x c i t a t i o no b t a i n e das i g n a l t o n o i s er a t i oo f2 4 5 d b 3 w i t ht h eo b j e c to fi m p r o v i n gl a t e r a lr e s o l u t i o na n ds i g n a l - t o - n o i s er a t i o ， s y n t h e t i ca p e r t u r ei m a g i n gw a sa p p l i e dt ot h eu l t r a s o n i ce n d o s c o p e a st h es i m u l a t i o n i nf i e l di ir e v e a l e d ，t h el a t e r a lr e s o l u t i o ni m p r o v e ds l i g h t l ya n dt h es i g n a l t o - n o i s e r a t i oe x p e r i e n c e dac o n s i d e r a b l ei n c r e a s e k e yw o r d s ：u l t r a s o n i ce n d o s c o p e ，b i p h a s e dc o d e ，m a t c h e df i l t e r , s y n t h e t i c a p e r t u r e ，r e s o l u t i o n ，s i g n a l n o i s er a t i o n 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得苤盗盘堂或其他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。 学位论文作者签名： 阂毪 签字日期：2 口疹尸年多月j f 日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解丞鲞盘堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权叁盗盘堂可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者虢阁劳 签字日期：沙。厂年月日 导师签名： 签孚b 强：2 6 jf 年6 只| b 第一章绪论 第一章绪论 超声内窥镜将微型超声旋转扫描探头安置在内窥镜的项端，当内窥镜插入体 腔后，既可以通过内窥镜直接观察粘膜表面的病变形态，又可以进行实时超声扫 描，获取消化器官管壁各个断层的组织学特征，将内窥镜的诊断范围扩大i i 。 作为一种医学成像系统，超声内窥镜在工作时，仅能获得较微弱的超声回波 信号，因而对回波信号的进一步处理以提高超声内镜系统的信噪比和成像质量就 显得至关重要。 1 1医学超声内窥镜系统 超声内窥镜发展始于l9 8 0 年，s t r o h m 和d i m a g n o 等人第一次将一个超声探 头安装在内窥镜的端部，这样就可以排除很多超声成像中的障碍，直接对食道、 胃和十二指肠等体内器官进行超声成像。s t r o h m 首先于1 9 8 0 年报道了一个辐射 式扫描的超声内窥镜成像实验；接着d i m a g n o 报道了利用一个线性阵列超声换 能器进行内窥镜超声成像的实验。n a k a z a w a 等人于19 8 4 年用频率为7 5 m h z 的 超声换能器成功的将内窥镜超声成像应用于胃肠病学研究当中【2 | 。目前，日本的 f u j i n o n 、o l y m p u s 等公司已经研制成功各种类型的超声内窥镜产品，并占据了大 部分市场【3 1 。 1 1 1医学超声内窥成像系统 本文采用的医学超声内窥镜成像系统的原理如图1 1 所示，主要由电子内窥 镜和微型超声探测系统组成【4 】。微型超声探测系统主要由可3 6 0 0 旋转的微型超声 扫描探头、超声信号处理电路和计算机组成。超声内窥镜工作时，将微型超声扫 描探头通过电子内窥镜的活检通道送入人体内腔，利用探头内的微型电机驱动超 声换能器旋转【5 j 。在换能器旋转的同时，超声编码激励电路输出编码脉冲，激励 换能器发射编码超声信号。超声信号经组织体反射后形成一个超声回波序列，由 原超声换能器接收并转换成相应的电信号。该电信号由超声信号处理电路接收、 处理并形成b 型超声图像，最后经u s b 2 0 接口输入计算机保存及显示。超声内 第一章绪论 窥镜在通过电子内窥镜观察器官表面形态的同时，可以获得器官管壁的组织学特 征及周围邻近脏器的超声图像，实现了对器官病变的双重诊断。 超声信号处理 图i i 医学超声内窥镜成像系统原理图 计算机 啼q 超声内窥镜扫描成像与体外超声扫描成像有着显著的区别。虽然从原理上 讲，超声内窥镜和体外超声成像都属于b 型脉冲回波扫描成像，但二者在换能 器的结构形式、材料工艺、电气特性、声学特性以及扫描方式上有较大区别。在 超声内窥镜系统中，受活检通道形状及尺寸的限制，换能器的尺寸非常小，通常 只能采用单元换能器，而且需采用微型电机驱动扫描旋转成像( 图1 2 所示) ； 而体外超声扫描则没有这方面的限制，换能器可以采用线性阵列或相控阵列换能 器，并采用电子相位控制的方式实现扫描，扫描速度快且稳定i “。 呸 饲 【一 图l 一2 微型换能器三视图 第一章绪论 此外，超声内窥镜中的换能器的发射功率很小，使得从人体反射回来的回波 信号信噪比很低，因此必须设计高效率的超声波发射电路和高接收灵敏度的回波 接收电路，来获得清晰的超声扫描图像。 1 1 2 超声内窥成像系统的信号处理 超声内窥成像系统一般的信号处理流程如图1 3 所示，在电激励信号作用下， 超声换能器向被探测组织发射超声波信号，超声波经组织体散射返回后，又由同 一换能器接收，并转变为微弱的电信号。该电信号的频带与超声换能器频带相同， 其幅度反映了某一深度组织体对超声信号的散射能力。回波信号经接收放大、 a d 转换后，进入数字信号处理阶段。首先对信号进行数字解调，得到回波的幅 度；进行数字扫描变换将旋转扫描得到的极坐标系下的超声数据转化为直角坐标 系下的图像数据；最后进行显示。所成图像反映了组织体对超声信号的反射、散 射参数，可以用于医学诊断。 图1 3超声内窥成像系统信号处理流程 1 2 编码激励技术与合成孔径技术的基本原理 1 2 1 编码激励技术 在超声成像系统中，系统的轴向分辨率取决于超声波的频率；而组织对超声 波的衰减与超声频率近似成线性关系。当采用较高的超声频率以获得较高的分辨 率时，由人体组织深处返回的超声信号衰减程度较大，信噪比很低，即超声成像 系统的分辨率和穿透力之间存在着矛盾。而由于体积和制造工艺的限制，超声内 窥系统一般采用单个换能器进行机械旋转扫描，微型单元换能器限制了系统的发 射功率和聚焦性能，进而制约着回波信噪比的提升。编码激励技术是解决上述问 题的一个方案i ，j 。 单脉冲激励与编码激励技术的对比如图1 4 f ) i ：示。与传统的单脉冲激励成像 系统不同，在编码激励成像系统中一般采用一串长脉冲信号激励换能器，激励信 第一章绪论 号的持续时间远长于单脉冲激励信号的持续时间 8 1 。当采用编码激励时，人体组 织产生的回波信号也是持续时间较长的编码信号。为了取得与传统单脉冲激励相 近的轴向分辨率，需要对接收的编码信号进行脉冲压缩，输出幅度较高的窄脉冲。 编码激励系统的主要优点是，在峰值负声压一致的前提下，脉冲压缩信号的 信噪比远高于传统单脉冲激励回波信号的信噪比。在理想的情况下，信噪比增加 值正比于编码脉冲的时宽一带宽( t i m e b a n d w i d t h ，t b ) 积。在医学超声成像系统 中，超声信号的带宽由超声探头的带宽决定，对于选定的探头，信号带宽是无法 改变的。编码激励系统的发射脉冲不是简单的正弦波形，而是对信号的频率或相 位进行调制的编码脉冲，这样可以在保持发射脉冲带宽不变的情况下，增加发射 脉冲的总时长，从而增加编码脉冲的t b 积。 设探头的带宽为b ，发射编码脉冲的时长为丁，回波信号在总时长丁内的平 均功率为s ，回波信号中噪声的功率谱密度为0 ，则在带宽b 内的噪声总功率为 0 曰。当采用匹配滤波法进行脉冲压缩时，编码激励系统的信噪比增益g s n r 等 于脉冲压缩输出信号的信噪比勋限伽枷，与输入回波信号的信噪比鄹限咖之比p j ， g s n r ：s n r o , p , ：坚! 丝：船 ( 1 1 1 s n r ，删s ( n o b ) 。 即编码激励系统的信噪比增益g s n r 等于发射脉冲的t b 积。可见，采用较 长的编码激励信号，或较大带宽的超声换能器，可以提高编码激励系统的信噪比 增益。 目前编码激励技术已经开始应用到商业医用超声成像仪器中【l0 | 。在传统的医 用超声成像领域，编码激励的研究热点是使用较长的编码序列以获得较高的信噪 比增益，同时设计合适的非匹配脉冲压缩滤波器以控制脉冲压缩旁瓣。与此相反， 超声内窥成像系统具有超声探头与被测组织距离较近、消化道壁分层对超声波反 射、微型超声探头信噪比较低等特点，使得在采用编码激励时只能采用长度较短 的编码序列并采用匹配滤波器以获得最大的信噪比增益。 4 几 第一章绪论 1 2 2 合成孔径技术 在医学超声成像技术中，往往采用较大孔径的换能器阵列以提高医学超声图 像的信噪比与分辨率【l 。合成孔径技术的基本原理如图1 5 所示。换能器阵列中 的不同单元在空间中有一定的分布，这些换能器在接收焦点位置反射的回波时， 由于焦点位置与换能器单元距离的不同，使回波有不同的延迟。如果控制各通道 的延迟，使各单元接收到的回波在输出时同相叠加，就能得到较高的输出。而在 聚焦区域以外的目标的回波，在进行延迟叠加时相位不同，因而叠加后输出的幅 度较小，最终实现放大焦点回波，抑制离焦区域回波信号的目的，使得图像分辨 率提高。 图1 5合成孔径技术原理图 对于超声内窥系统，如图1 1 所示仅有一个换能器单元进行旋转扫描成像， 孔径较小，影响分辨率。但在进行成像扫描时，由于换能器的单元与聚焦目标的 距离不断变化，就造成了回波信号的不同延迟( 如图1 - 6 所示) ，因而可以将换 能器在不同位置扫描得到的信号存储起来，构成等效的换能器阵列，再利用合成 孔径的信号处理方法合成这些数据，来提高成像系统的性能【1 2 】。 存储 延迟 叠加 回波信号处理 图i - 6超声内窥成像系统合成孔径原理 第一章绪论 1 3 本文主要工作内容 1 3 1超声信号编码激励技术的研究 由于受超声探头尺寸的限制，超声换能器的发射面积较小，因此超声发射功 率较低，导致超声信号的信噪比很小，限制了超声内窥镜系统的检测深度和成像 质量。为此，将编码激励技术引入到超声成像系统中，以提高成像系统信噪比。 本文在介绍编码激励基本原理的基础上，给出了编码激励系统的评价指标， 详细比较了b a r k e r 码、m 序列、g o l a y 互补序列对等二相编码信号的特点和应用， 最后根据人体胃壁的组织特征，确定了用于超声内窥镜系统的编码信号，并对其 提升超声信号信噪比的能力进行理论计算，对信噪比提升所带来的图像质量的提 高进行仿真研究，并对不同长度编码信号的分辨率与信噪比增益进行了实验研 究。 1 3 2 合成孑l 径成像方法的仿真研究 由于超声内镜的探头孔径较小，导致进行旋转扫描成像时，系统的横向分辨 率较差，不利于诊断。因此，将合成孔径技术引入到超声内镜系统。合成孔径技 术将探头在不同位置处采集到的信号进行波束合成处理，利用信号之间的相关 性，对聚焦目标的信号进行提取，提高成像分辨率与信噪比。 本文对合成孔径技术在超声内窥成像系统中的应用进行了仿真研究，计算了 采用合成孔径技术对分辨率提高的程度：推导了合成孔径技术提高成像信噪比的 计算公式，并进行成像仿真，验证信噪比提高的结论。 第二章超声编码激励技术 第二章超声编码激励技术 电子内窥镜的活检钳道直径为2 s m m ，且在入口处有一个9 0 度的硬弯曲， 因此，为了保证微型超声探头能够顺利通过电子内窥镜的活检钳道进入体内，探 头的直径要求不超过2 2 m m ，不可弯曲长度不超过1 4 m m ，这样使得超声换能器 的超声发射面积很小，限制了超声信号的发射功率，导致超声信号的信噪比较低， 降低了超声内窥镜系统的探测深度和成像质量。 为了增加超声内窥镜的检测深度，改善其成像质量，本文将广泛应用于雷达 系统的编码激励技术引入到超声内窥镜成像系统中。 2 1 编码激励评价指标 在超声成像系统中采用编码激励技术以提高系统信噪比时，为了保证超声成 像的轴向分辨率，需要对回波信号进行脉冲压缩。通常，脉冲压缩的输出中除一 个较高幅度的主瓣外，还会在主瓣周围附带有一系列的旁瓣，主瓣的宽度和旁瓣 的幅度，都会影响编码激励的使用。在实际应用中，编码激励的性能与编码码型、 工作条件、脉冲压缩方法与硬件系统有关。 采用1 3 位b a r k e r 编码，针对点目标成像的回波信号经匹配滤波的方法得到 的脉冲压缩结果如图2 1 所示。其中，脉冲压缩的输出结果中，包含有一个主瓣， 在主瓣两旁还存在着一系列幅度为2 2 d b 的旁瓣。 世 i 口匝 e 蜒 回 采样点 图2 1回波脉冲压缩示意图 通常衡量编码激励系统性能的指标有：信噪比增益、主瓣宽度、距离旁瓣水 - 平( r a n g es i d e l o b el e v e l ，r s l l ) 以及硬件实现的复杂程度【1 3 】。以图2 1 所示的脉 第二章超声编码激励技术 冲压缩结果为例，编码激励的评价指标可以相应定义如下： 1 信噪比增益g s n r 采用编码激励技术最根本的目的在于提高系统的信噪比，编码激励的信噪比 增益定义为脉冲压缩输出信号的信噪比s n r 。印埘与输入回波信号信噪比趴僻却 之比，即 g s n r ：s n r o u , r , , , , ( 2 1 ) s n r 、7 2 主瓣宽度缸 主瓣宽度即主瓣的3 d b 宽度，它决定了系统纵向分辨率a r ，其关系为： a r = c a r ( 2 - 2 ) 其中，c 为声速。显然，主瓣宽度越窄，系统的纵向分辨率越好。 3 距离旁瓣水平( r a n g es i d e l o b el e v e l ，r s l l ) 通常衡量脉冲压缩的距离旁瓣水平有两种指标，分别为峰值距离旁瓣水平 ( p e a ks i d e 1 0 b el e v e l ，r s l ) 和平均距离旁瓣水平( m e a ns i d e 1 0 b el e v e l ，m s l ) 。 峰值距离旁瓣水平定义较为简单，指距离旁瓣的峰值幅度与主瓣峰值幅度之 比，即 只虹：2 0l o g m a x ( a s i d o , o b e ) ( 2 - 3 ) m a x ( a m a i n - 1 0 b e ) 在图2 1 中，峰值距离旁瓣水平为2 2 2 d b 。 平均距离旁瓣水平指一定范围内的距离旁瓣的平均能量与主瓣峰值幅度或 能量之比，计算方法为： 1 i 1l _ a s , d 。- 。k ( f ) 衍 m s l = 2 0 l o g 二一( 2 - 4 ) 。m a x ( a m 。砌6 。) 在图2 1 所示的脉冲压缩结果中，平均距离旁瓣水平为2 6 5 d b 。 距离旁瓣水平与激励编码与脉冲压缩方式有关，除采用g o l a y 编码外，采用 简单的匹配滤波进行脉冲压缩时，距离旁瓣水平往往较高。过高的距离旁瓣水平 会在超声图像中产生伪像，尤其当探测较强的散射组织时，伪像幅度较高，会影 响仪器操作人员的正确诊断。但如果距离旁瓣水平低于系统噪声水平，使得超声 图像中距离旁瓣产生的伪像淹没于噪声中，则伪像的影响可以忽略。一般的医学 超声成像系统要求旁瓣水平低于3 0 d b ，而在本文的系统中，由于换能器制造工 艺的限制，系统噪声水平较高，换能器带宽较小，因而这一要求可以适当放宽。 第二章超声编码激励技术 4 硬件实现的复杂程度 进行编码激励发射超声信号时，频率编码信号需要连续信号激励，激励电路 复杂；而相位编码信号只需较少的激励电平，激励电路相对简单。 编码激励系统中的脉冲压缩方法有匹配滤波法和非匹配滤波法。非匹配滤波 法可以得到更低的距离旁瓣水平，但这是以信噪比增益下降、距离旁瓣持续时间 的增加和系统设计的复杂化为代价的。 2 2 二相编码激励 编码信号可简单分为：频率编码信号( c h i r p 信号、伪c h i r p 信号) 和相位 编码信号( g o l a y 互补序列对、b a r k e r 码等) 两大类。由于进行频率编码激励时， 需要连续信号激励，激励电路实现复杂，且脉冲压缩滤波器的设计较为复杂；而 相位编码方式所需的发射电路简单，采用匹配滤波时，脉冲压缩滤波器仅需两个 系数，实现简单，本文主要研究二相编码方式。 2 2 1 - - 丰f l 编码序列 相位编码( p h a s ec o d i n g ) 是指相位调制函数是离散的有限状态，通常由伪随机 序列构成，通过调制发射波形相位的方式实现编码，其中最常用的一种编码信号 为二相编码信号。二相编码信号由二元伪随机序列构成，整个序列由一系列等宽 度的“+ 1 、“一1 组成，分别对应0 ，石两种相位【1 4 】，其具体的二进制码与 波形对应形式如图2 2 所示。 jk j ， +i + + i - - i f 7 jl j ， 八八n八m厂、 v wvw 厂 图2 - 2二相编码与调相波形 几种常见的二相编码序列为 1 b a r k e r 码 9 第二章超声编码激励技术 早在1 9 5 3 年，r b a k e r 就发现了b a r k e r 码，这种码的非周期自相关函数如式 ( 2 5 ) 所示： ，尸廿lf p ，m = 0 x ( m ，o ) _ 章k m2 哳，+ 1 ，m ：o ( 2 - 5 ) = 0i vu ，1 ， ，lr ” 式( 2 5 ) 说明，b a r k e r 码的非周期自相关函数的主旁瓣比等于脉冲压缩比，即码长 p ，而且旁瓣只有三个可能的取值l 和0 ，由于这种低旁瓣特性，b a r k e r 码被认 为是理想的编码信号，也称为最佳有限二元序列。 到目前为止，只找到了为数不多的b a r k e r 码序列，已经证明，对于奇数长度， ps1 3 ；对于偶数长度，p 为一个完全平方数，但已证明偶数情况下，尸在4 到 6 0 8 4 之间不存在，超过6 0 8 4 的码过于复杂，不宜在医学超声成像系统中采用。 表2 1 列出了1 3 位以内的b a r k e r 码序列。 表2 11 3 位以内b a r k e r 编码序列 2 g o l a y 互补序列对 g o l a y 最早于1 9 4 9 年讨论了互补序列，互补序列提供了一种降低非周期序列 旁瓣干扰的一种方法，在零多普勒频率或多普勒频率己知的情况下，采用g o l a y 互补序列可以完全消除距离旁瓣。 g o l a y 互补序列定义为一对长度相等的两种元素构成的有限序列 ) 、 b 。) 。 它具有这样的性质：这一对序列中的一个序列，在某一种分割下相同元素的对数， 与另一序列在同一分割下不相同元素的对数完全相等。即在任何给定间隔下，一 个序列中相同元素对的个数等于另一个序列中相异元素对的个数。其非周期自相 关函数分别为 p - , 型m i z o ( m ，o ) = 乙a a a k + 。 ( 2 6 ) 第二章超声编码激励技术 p - l - i r a i z h ( m ，o ) = b 。b 砌 k = 0 ( 2 - 7 ) 由 锄 、 巩) 序列互补可以得到： 厄( 朋，o ) + 死( 聊，o ) 2 1 0 pm m 0 0 2 引 f2 = 互补序列具有理想的非周期自相关特性，但实际使用时，需要两个独立的信 道，增加了系统的复杂性。同时，g o l a y 互补序列对的长度p 不是任意的，必须 满足两个条件，第一p 必须是偶数；第二尸必须能够表达为两个非负整数的平 方和。因此，当p 1 0 0 时，尸只可能取下面的值：2 ，4 ，8 ，1 0 ，1 6 ，1 8 ，2 0 ， 2 6 ， 3 2 ，3 4 ， 3 6 ，4 0 ，5 0 ，5 2 ，5 8 ，6 4 ，6 8 ，7 4 ，8 0 ，8 2 ，9 0 ，1 0 0 。 3 m 序列 序列 “) 的特性多项式为f ( x ) = c , x ，满足c o = c 1 = 1 ，当序列的最大周期 可能值为p = 2 ”一1 时，称序列 “ 为最长线性移位寄存器序列，又称m 序列。m 序列的周期自相关函数很理想，而且模糊函数呈均匀图钉形，但非周期工作时， 自相关函数将有较高的副瓣。当码长胗 l 时，非周期自相关函数的主旁瓣比接 近芦。 对某一长度的m 序列而言，由于初始状态不一样，得到的码元排列也不一 样，因此得到的自相关函数的主旁瓣比也有所不同。以3 1 位m 序列为例，其自 相关函数的主旁瓣比主要有1 4 2 6 d b 、1 8 8 5 d b 、1 7 。7 9 d b 等。值得指出的是，m 序列的非周期自相关函数不如b a r k e r 码序列理想，而作为脉冲压缩信号，更关 心的是序列的非周期自相关函数。 4 二相最优编码序列 根据式( 1 1 ) ，采用持续时间较长的编码序列可以获得更高的信噪比增益，但 b a r k e r 编码可采用的最大长度为l3 位，g o l a y 互补序列对需要两次发射，应用 范围受到一定的限制，为此，需要对较长的二相序列进行穷举搜索，得到频谱平 坦、信噪比增益较大或自相关性能好的序列，h p - - 相最优编码序列1 1 引。同时应注 意，在超声成像系统中，一般要求脉冲压缩的距离旁瓣低于3 0 d b 。表2 - 2 列出 了满足这些要求的1 5 2 0 位最优编码序列i l6 | 。 第二章超声编码激励技术 2 2 2 二相编码序列脉冲压缩 在应用编码激励技术时，为获得信噪比增益并保持系统纵向分辨率，需要对 编码回波信号进行脉冲压缩。在超声成像系统中，脉冲压缩一般是使编码信号通 过脉冲压缩滤波器实现的。针对信噪比增益、距离旁瓣水平及硬件实现复杂性等 要求，脉冲压缩滤波器的种类有匹配滤波器、逆滤波器和尖峰滤波器等。在数字 式超声内窥成像系统中，回波信号经阻抗匹配与放大后即由a d 转换器转换为 数字信号，脉冲压缩、解调、扫描数据转换等都以数字信号处理的形式进行，因 而，本文仅介绍数字脉冲压缩滤波器。针对l3 位b a r k e r 编码序列，几种脉冲压 缩滤波器的设计方法及特性分别描述如下： 1 匹配滤波器 粗略的讲，滤波器就是信号的抽取器，其作用为从被噪声污染的信号中抽取 出原来的信号【l7 1 。采用编码激励时，超声成像系统探测到的回波信号具有确定的 编码形式，采用匹配滤波器能够以最大信噪比抽取出编码信号。设超声发射编码 信号为s ( f ) ，则用于脉冲压缩的匹配滤波器的脉冲响应函数为 h ( t ) = g s ( f - t ) ( 2 9 ) 即脉冲响应函数为发射编码的倒置。当发射编码为1 3 位b a r k e r 编码时，匹配滤 波器为编码的倒置，其实际上是一种有限冲激响应滤波器，图2 - 3 ( a ) 所示为匹配 滤波器的系数，图2 - 3 ( b ) 为采用匹配滤波时，脉冲压缩结果。 对二相编码采用匹配滤波时，滤波器系数仅有“+ 1 ”与“1 ”两个系数，便于 实现，且保证编码激励的信噪比增益最大化。但匹配滤波输出的脉冲压缩结果中， 除g o l a y 互补序列对以外，旁瓣峰值水平甚至不满足一般医用超声成像设备的要 求，因而往往不被采用。 第二章超声编码激励技术 051 0 n ( a ) 匹配滤波器系数 ( b )匹配滤波脉冲压缩结果 图2 - 3匹配滤波器脉冲压缩 2 逆滤波器 为克服匹配滤波时距离旁瓣过高的问题，采用逆滤波器进行脉冲压缩。逆滤 波器进行脉冲压缩的目标是输出一个无旁瓣的脉冲，因此，逆滤波器的频率特性 应该为编码序列频率特性的倒数i l 引，设发射编码的频率特性为s ( c o ) ，则逆滤波 器的频率响应为 月( 国) = 志 ( 2 1 。) 由( 2 1 0 ) 式，显然要求发射编码的频率响应中没有零点且幅度变化较小。b a r k e r 编码序列正满足这个要求。在利用数字滤波器实现逆滤波器时，由( 2 1 0 ) 得到的 逆滤波器往往是无限冲激响应的，设计难度较大，可以采用截断的形式使其变为 有限冲激响应滤波器。因而，在设计逆滤波器时，首先需要决定滤波器的阶数， 同时应注意，脉冲压缩的效果与滤波器的阶数有关。针对1 3 位b a r k e r 编码设计 6 4 阶逆滤波器设计时，需要对1 3 位b a r k e r 编码序列填补5 1 位0 ，对补0 序列 进行6 4 点f f t ，再对f f t 结果求倒数，并进行反变换。图2 - 4 ( a ) 所示为6 4 阶逆 滤波器的脉冲响应函数，图2 - 4 ( b ) 所示为采用逆滤波器时，以d b 表示的脉冲压 缩结果。 由逆滤波脉冲压缩结果来看，峰值旁瓣小于5 5 d b ，因而满足超声成像系统 的要求。采用逆滤波器压低旁瓣的代价是：解码滤波器阶数增加，滤波器系数变 为多电平，需要采用定点或浮点运算，实现较为复杂；由于滤波器阶数增加，脉 冲压缩的信嗓比增益会较匹配滤波器有所下降，对于带宽较窄的换能器，这是不 能允许的，这就对换能器的带宽特性提出了较高要求。 1 5 0 5 1 0 0 第二章超声编码激励技术 m舻 02 04 06 08 0 n ( a )6 4 阶逆滤波器系数( b )6 4 阶逆滤波器脉冲压缩结果 图2 - 4逆滤波器脉冲压缩 3 尖峰滤波器 尖峰滤波器的原理在于针对编码序列设计出一组滤波器，使得输出在最小均 方的意义上接近于冲激函数。理论上，任意一个二相序列都可以通过特别设计的 尖峰滤波器达到脉冲压缩的效果，但不能保证获得较低幅度的旁瓣，仅有b a r k e r 序列、m 序列等编码序列可以获得较低的距离旁瓣水平。 设s ( n ) 是b a r k e r 编码，长度为，k ( n ) 为要设计的尖峰解码滤波器，长度 为md 州一。( 刀) 是解码滤波器的输出，即 s ( 刀) 幸，0 ( 刀) = d r + m l ( 拧) ( 2 1 1 ) 利用矩阵形式表示式( 2 11 ) 所示的卷积： 5 ( o ) s 0 ) s ( 2 ) 0 s ( o ) s o ) 0 c ( n - 1 ) oo 0 0 0 c ( n 一2 1 c ( n n h ( o ) j i z ( 1 ) 办( 2 ) 而( m 1 ) d ( o ) d ( 1 ) d ( 2 ) d ( n + m 一1 1 ( 2 - 1 2 ) 或写为 c ( 州- i ) 洲。i = 反州山x i ( 2 1 3 ) 脉冲压缩的目的是输出单位冲激信号，即应使滤波器的输出为单位冲激信号，则 应令向量d 的中间一个元素为1 ，其余元素均为0 ， d l ( n + m ) 2 j l 】- 1 ( 2 1 4 ) 1 4 0 扣 加 印 第二章超声编码激励技术 式中，i i 符号表示取整运算。式( 2 1 1 ) 或式( 2 - 1 2 ) ，实际上是一超定方程组，可 以利用最小二乘的方法，求得近似解： 办= ( c r c ) - 1 c 7 d ( 2 - 1 5 ) 式( 2 13 ) 就是计算尖峰滤波器系数的计算式。 针对1 3 位b a r k e r 编码序列，选择尖峰滤波器阶数为6 5 阶，按照式( 2 1 3 ) 计 算得滤波器系数，如图2 - 5 ( a ) 所示，利用尖峰滤波器对13 位b a r k e r 编码信号滤 波，得到的输出结果以d b 为单位示于图2 - 5 ( b ) 。 由尖峰滤波的脉冲压缩结果可知，由于尖峰滤波器的系数是由最小二乘计算 得到的近似值，因而脉冲压缩结果中存在一定幅度的旁瓣。同时可见，峰值距离 旁瓣低于逆滤波的结果。 更一般的观点认为，尖峰滤波器对旁瓣的抑制作用要好于逆滤波器，且尖峰 滤波器的阶数可以方便变更，因而在研究二相编码的性质时，往往采用尖峰滤波 器。 、。 ( a )6 5 阶尖峰滤波器系数( b )6 5 阶尖峰滤波器脉冲压缩结果 图2 5尖峰滤波器脉冲压缩 分析逆滤波器与尖峰滤波器的系数序列，可见两种滤波器系数序列具有中部 系数幅度高而两边系数幅度低的特点，且中部幅度较大的系数与匹配滤波器系数 相似。可见，逆滤波器与尖峰滤波器是在匹配滤波器的基础上进行修改，以信噪 比增益的降低为代价，压低旁瓣幅度。 第二章超声编码激励技术 2 3 二相编码序列的选择 2 3 1二相编码序列长度范围的确定 医学超声内窥镜成像系统主要用于检测人体消化道的早期病变，因此，人体 消化道壁的结构是选择编码信号的主要依据。人体胃壁的平均厚度约为3 8 m m ， 有5 个性质彼此不同的界面层【l 引，界面处对超声信号的反射较为强烈。为了保证 胃壁组织相邻界面层之间的回波混叠程度较低，需要对编码信号的长度进行限 制。 超声波在相邻界面反射的情况如图2 - 6 所示，图中界面a 和b 为胃壁相邻 的两个界面层，其间距约为o 7 6 m m 。换能器发射的超声波玩在界面a 处发生 反射和透射，形成反射波尸1 和透射波p 2 ，r 传播到界面b 时再次发生反射和透 射，形成反射波p 3 和透射波p 4 。最终，换能器探测到的回波p l 和p 3 不发生混叠 的条件是，超声波的持续时间小于超声波在界面间传播时间的2 倍，即： 丁坚丝l 声( 2 - 1 6 ) c 其中丁为超声波的持续时间，c 是超声波在人体组织中的传播速度，为1 5 4 0 m s 。 皿啦二一 换能器 界面a界面b 忙一小 图2 - 6相邻界面的反射回波示意图 在进行编码激励时，为了保证成像的纵向分辨率，每个码元的长度应与换能器基 频振荡的周期相同，即 l f = 一 五 ( 2 1 7 ) 其中，厶为换能器的中心频率，则编码信号的码元长度 r 与持续时间t 的关系 为： 1 6 第二章超声编码激励技术 2 寺( 2 - 1 8 ) ? 、 根据公式( 2 18 ) 可知，换能器的中心频率越高，可采用的编码信号长度就越 长。目前，在实验中采用的超声换能器的中心频率为5 m h z 左右，因此，编码信 号的长度需限定在5 个码元范围内。 2 3 2 二相编码序列的选择 根据消化道壁的结构，编码序列的长度应该在5 位以内。g o l a y 互补序列虽 然可以完全消除旁瓣达到最佳脉冲压缩效果，但两次发射的机制，容易受到组织 运动的影响，引入误差，而且两次发射的性质会降低超声图像帧频；m 序列在 码长较短时的脉冲压缩效果较差；二相最优编码序列仅是为了获得较长编码序列 的产物。因此，本文选用b a r k e r 码作为编码激励的码型。 2 3 3二相编码序列脉冲压缩滤波器选择 在所有脉冲压缩方式中，采用匹配滤波能够得到最大的信噪比增益，且脉冲 压缩滤波器实现简单。采用逆滤波器与尖峰滤波器实现脉冲压缩时，是以信噪比 增益的降低和脉冲压缩滤波器的设计复杂化为代价换取距离旁瓣的下降的。考虑 到目前内窥镜系统使用的实验用超声探头带宽较窄，噪声水平较高，对信噪比增 益要求较高而对距离旁瓣的抑制要求较低，因而在目前的样机阶段采用匹配滤波 器实现编码信号的脉冲压缩。 2 4 编码发射信号的调制 在进行编码激励时，采用编码信号直接激励换能器，为了提高发射效率，应 使编码信号的能量尽量耦合在超声换能器的带宽范围内。简单的二相编码序列的 效率较低，往往需要对二相编码信号的码元进行调制。 2 4 1 超声换能器的频谱 对于收发一体的超声换能器，其冲激响应可表示为： p ( t ) = g ( t ) c o s ( 2 ，r f o t + 妒) ( 2 1 9 ) 其中，甙f ) 是冲激响应的包络，可近似认为是一个汉宁窗，汉宁窗的宽度决定换 第二章超声编码激励技术 能器的带宽。换能器的相对带宽定义为换能器频率响应曲线上两个6 d b 点的频 率间隔与换能器中心频率的比值。 为考察编码信号的频谱性质，设换能器的脉冲响应如图2 7 ，频率响应如图 2 - 8 所示。其中换能器的中心频率为5 m h z ，带宽为4 m h z ，对应于8 0 的相对 带宽。 瑙 佃匝 e 1 i x 1 蜊 抽 导 图2 7换能器脉冲响应图2 8换能器频率响应 2 4 2 不同调制信号的频谱 对二相编码信号的子脉冲进行调制，是指用不同的脉冲形式来代表二相编码 信号中的“+ l ”和“一l ”，如用正负矩形脉冲对表示“+ l ”，负正矩形脉冲对表示 “一l ”。只要子脉冲的排列形式符合编码序列的形式，就可以对其进行脉冲压缩。 以4 位b a r k e r 编码为例，进行编码序列频谱的研究。 1 未调制序列 未调制序列的波形如图2 - 9 ( a ) 所示。其中幅度为1 的码的矩形脉冲表示编码 序列中的“+ l ”，幅度为1 的矩形脉