（测试计量技术及仪器专业论文）生物软组织弹性特性的测量与表征.pdf

摘要 超声组织的表征是七十年代以后在生物医学工程领域中的一个研究热点。 它主要是通过处理软组织在应力作用下利用超声回波信号提取软组织弹性特性 参数，获得反映软组织特性的声弹性图一种方法。弹性估计的关键在于对应力 作用下的应变估计。以此为基础，目前在这一领域已经提出许多算法，但是估 计效果不尽相同。尽管在理论研究上取得巨大进步，但是在国内还没有关于能 够应用于临床诊断的便携式仪器报道。因此，有必要设计一种便携式超声软组 织弹性特性测试仪，以证明其在实际应用的可行性。 本论文完成了这种便携式仪器的设计，并且完成超声的发射、数据采集电 路的软硬件调试。为了验证目前研究领域中的估计算法的有效性，本文还对几 种目前来说比较典型应用的算法进行了比对，并由此计算出不同算法下得到的 生物软组织弹性特性参数，以比较定量检测软组织病变时的差别。 这种便携式仪器的设计与开发，是以d s p 作为中央处理器，利用目前普遍 应用的c p l d 技术实现的。为实现超声与应力数据的实时采集，采用了直接存 储器寻址模式( d m a ) 来完成数据采集( d a q ) 。为了评定弹性估计算法的差 别，本文在实验室已有的条件下，设计和开发的基于p c 机的超声软组织弹 性系数测量系统，实现超声信号和压力信号的接收和调理，及两路信号的 同步采集及实时显示。对于应力作用下的应变估计，目前应用比较广泛的 是互相关估计法，即通过压缩前后回波的互相关最大值对应的时间点实现 应变估计，本文对这种算法的最大值估计过程做了一定的改进。另外，本 文使用了一种新的算法来减小互相关引起的误差。最后，对这些算法进行 了实验分析与比对。 关键词：超声，互相关，d s p ，d a q ，软组织，弹性特性，c p l d a b s t r a c t t h et e c h n o l o g yo fu l t r a s o n i ct i s s u ec h a r a c t e r i z a t i o ni sah o t s p o ti nt h ef i e l do f b i o m e d i c a le n g i n e e r i n ga f t e r7 0 so fl a s tc e n t u r y , w h i c hm a i n l ye x t r a c t ss o f t - t i s s u e e l a s t i c i t yp a r a m e t e r sb yp r o c e s s i n gt h es i g n a l so fu l t r a s o u n de c h of m m s o f tt i s s u e u n d e rc e r t a i nl o a d s ，a n ds e r v e sa sam e t h o df o ro b t a i n i n ga c o u s t o - e l a s t i c i t yp i c t u r e s t h e k e y o fe l a s t i c i t ye s t i m a t i o ni s e s t i m a t i n g t h es t r a i n su n d e rd i f f e r e n tl o a d s c u r r e n t l y , m a n ya l g o r i t h m sw i t hq u i t ed i f f e r e n te f f e c t sh a v eb e e np r o p o s e d i ns p i t e o ft h es i g n i f i c a n tp r o g r e s s e si nt h e o r e t i c a lr e s e a r c h e s ，n or e p o r to np o r t a b l ec l i n i c i n s t r u m e n t sh a sb e e na n n o u n c e di no u rc o u n t r y t h e r e f o r e i ti sn e c e s s a r yt bd e v e l o pa p o r t a b l et e s t e rf o rm e a s u r i n gs o t i s s u ee l a s t i c i t yp a r a m e t e r sb a s e do nu l t r a s o u n da n d t op r o v et h ef e a s i b i l i t yo f t h e t e c h n o l o g y t h ed e s i g no ft h ep o r t a b l et e s t e r , i n c l u d i n gt h et r a n s m i s s i o no fu l t r a s o u n d ，t h e h a r d w a r ea n ds o f t w a r ed e b u g g i n go ft h ed a qc i r c u i th a sb e e na c c o m p l i s h e di nt h e t h e s i s i no r d e rt op r o v et h ee f f e c t i v e n e s so fv a r i o u se s t i m a t i o na l g o r i t h m s ，s o m e t y p i c a la l g o r i t h m sa r ec o m p a r e d t h e n ，s o f t - t i s s u ee l a s t i c i t yp a r a m e t e r sa r eo b t a i n e d b yu s i n gt h ep r o p o s e da l g o r i t h m sa n dt h ee l a s t i c i t yp a r a m e t e r sr e v e a l e dd u r i n gt h e p a t h o l o g i c a lc h a n g e s o f t h es o f t - t i s s u e sa l ec o m p a r e d 。 t h ed s pi su s e da st h ec p ui nt h ed e s i g na n dd e v e l o p m e n to f p o r t a b l et e s t e r , a n dt h e ya r ed e v e l o p e db yc p l d t e c h n o l o g y b yu s i n gd m a ，t h er e a l - t i m ed a q o f u l t r a s o u n da n dl o a d s i g n a l s i so b t a i n e d a nu l t r a s o n i c d i a g n o s t i cs y s t e m f o r m e a s u r i n ge l a s t i c a lp r o p e r t i e so fs o f tt i s s u e sb a s e do np ch a sb e e nd e v e l o p e db y u t i l i z i n gt h ee x i s t i n gr e s o u r c e si no u rl a b t h es y s t e mc a nd e a lw i t ht h ed a t as a m p l i n g ， c o n d i t i o n i n g ，s y n c h r o n o u sa c q u i s i t i o na n dd i s p l a yo f t h eu l t r a s o n i ca n df o r c es i g n a l s t h ec r o s s - c o r r e l a t i o na l g o r i t h m ，w h i c he s t i m a t e st h es t r a i nb ym e a s u r i n gt h et i m e d i f f e r e n c eb e t w e e nu l t r a s o u n de c h o e sb e f o r ea n da f t e rc o m p r e s s i o nf o ro b t a i n i n g m a x i m u mc r o s s - c o r r e l a t i o nc o e f f i c i e n t i su s e d s o m ei m p r o v e m e n t si nm a x i m u m s e a r c h i n g h a v eb e e nm a d ei nt h et h e s i s b e s i d e s ，an o v e la l g o r i t h mh a sb e e n p r o p o s e d t or e d u c et h ee r r o rf r o mc r o s s c o r r e l a t i o n f i n a l l y , a na n a l y s i sa n dc o m p a r i s o no f e x p e r i m e n td a t aa r ep r e s e n t e d k e yw o r d s ：u l t r a s o u n d ，c r o s s - c o r r e l a t i o n ，d s p - d a q 。s o f tt i s s u e s ，e l a s t i c i t y , c p l d 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。 学位论文作者躲嘭：嗲签字啉2 哗年m 妒日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解盘盗盘堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权鑫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) 学位论文作者签名： 穆、 签字日期：2 伽弘年，月 铷魏圈 签字日期：2 。乒年，月扩日 咚粕 第一章绪论 第一章绪论 1 1 课题背景与现状 生物组织弹性特性成像是生物学、医学与生物医学工程领域的热点问题。现 代医学影像技术同此热点的结合产生了超声弹性成像这一当前国际前沿研究课 题，它以描述组织粘弹性的参数为成像特性，旨在提供以缎织弹性为基础的病变 诊断信息，从而弥补了医学触诊的主观不确定性为临床诊断提供定量描述。自 二十世纪八十年代以来，随着科技的发展，超声组织嵌征( u l t r a s o u n dt i s s u e c h a r a c t e r i z a t i o n ) 技术得到了普遍重视。它是研究生物组织各种声学参量的数 值范围和测量方法，以及这些参量与组织的生理病理状态和组织构成的对应关系 的技术总称“1 。人们在研究中发现，超声入射到人体组织后产生的回波中包含大 量信息，其大小变化是由多种因素造成的，因此很有必要对其进行进一步的分柝 与处理。例如，在研究中表明，很多疾病都能够引起组织硬度或弹性的变化。通 过超声渗断，硬变肝的回声基数比正常人大6 d b 。见图l l 。在图中，回波幅度 随距离的减小反映了超声在肝脏内的衰减率，衰减率可随疾病而变：“。进入九十 年代，大量研究人员试图通过信号处理豹方法重建医学超声图像，甚至对弹性系 数进行成像。几十年来，许多研究者都在超声成像上寻求新的突破口i 主要围绕 着两个翻标：即如何提高成像分辨率以及寻求可定量表征特异性病变的成像特征 量，而后者亦可视为实现前一目标的个特殊手段之一“”，图l l 就是一个 很好的实例。 r彳i 口- 8 5 - 8 0一砖啪 相对回声橙麓c 曲) 圈卜l 具有正常肝和肝硬化的人的回声基数分布的直方圆。回升幅度用分贝表示，它的 参考标准是放在无损介漩中垂直入射的理想反射器的回波幅度。用中心频率为1 7 m l z 的超 声系统傲测量。回波幅度的坐标按0 8 8 d b 间隔划分 艇、r口馥日肇r措醐 第一章绪论 目前，超声的种类f h 最初的a 型逐渐发展为m 型、b 型、c 型和f 型，这为 特性成像的不同要求提供了不同的测量方法。工程应用上，对弹性软组织特性参 数的测量大部分还停留在计算机仿真，或者利用已有的超声仪器与台式机联合测 量，这种装置价格昂贵，体积庞大，不适于运输携带和测量。国内外还没有关于 这种便携式的软组织弹性特性测量仪器的报道，因此设计一种能够用于超声软组 织弹性特性测量的便携式仪器是非常有必要的。随着全数字化的超声成像仪的出 现，对超声回波中的特征参数进行定量估计的要求更为迫切，而未来的超声诊断 仪将可同时提供多个参量的图像供医生参考，使超声回波中所携带的信息得以充 分利用。 1 2 超声软组织弹- 眭成像 生物软组织可以看作具有一定质量、弹性及粘性的粘弹性体。确定粘弹性体 性质最简单的方法之一是对其施加周期性振动，考察其运动规律。周期振动可以 外加，也可以来自身体内部。另外，组织弹性特性随层面、年龄和病理条件的不 同而发生变化，这些特性与超声回波的反射时问相关，也有与方向有关的。从组 织学上讲，生物组织按不同层排列从而形成了结构和器官。根据这一特性以及 超声波在均匀介质中沿直线传播，并在不同介质的分界面发生反射和折射的性 质，通过对超声波在不同应力作用下的不同层面的反射回波进行信号处理，获得 不同层的弹性特性参数，这就是超声软组织成像的原理。它将软组织简化为虎克 弹性固体，其应力应变关系通过广义虎克定律相联系。基于以上原理，目前软组 织弹性检测方法主要有三种：基于组织运动的弹性检测、基于组织振动的弹性检 测和基于杨氏模量的弹性检测1 基于组织运动的弹性检测，即以人体内组织的自身运动作为激励对象，通过 超声获得响应从而提取组织的弹性特性，如对人体心跳脉动的机械响应提取组织 的切变力学特性。包含弹性异常区域的非均匀弹性体和均匀组织在不同脉动作用 下，其运动模式与均匀组织的运动模式不同。这种激励方式存在这样一个问题， 激励的幅度和方向都是未知的。同时位移是组织弹性的间接反应，而它们之间 没有直接的对应关系，这就导致了该方法不能提供组织弹性的定量信息。 基于组织振动的弹性检测是通过在组织外加低频机械振动，机械波在体内以 剪切波向组织内传播，组织内也产生简谐振动，组织内诱发振动同组织的粘弹性 有关。可以从组织诱发振动和剪切波的传播两方面提取组织弹性信息。通过这种 检测，可以得到振动幅度声弹性图与振动相位梯度声弹性图。振动幅度声弹性图 对组织内部的微小病变非常敏感，而且它还有实时成像和容易发现的优点。但由 第一章绪论 于它是仍然利用组织内的诱发振动作为激励，因此依然没有解决未知激励的幅度 和方向的问题，尽管诱发振动是由外加低频振动引起的。另一方面，振动相位梯 度声弹性图可以用来估计波速和频散效应，它尽管提供了组织力学性质的定量描 述，但不足的是系统过于复杂，数据获取时间较长。容易受到附加运动的干扰。 z w 囝1 - 2 块扶体中的应力 基于杨氏模量的弹性检测将软组织等效为各向同性 的虎克弹性固体，其应力a 和应变c 具有以下关系n ： 占：!( 1 一1 ) e 式中f 为杨氏模量。见图l 一2 所示的简单块状体，当 其在z 向上受垂直应力作用，它将压缩，其应变如上式。 采用超声方法可以测量组织外加作用力下的组织内部 应变，从而测得组织内部弹性分布。如果能够精确测量组织内部的应力和应变， 就能够获得对杨氏弹性模量的定量描述。本文中。仍然侧重于对软组织的一维( 图 卜z 中z 轴方向) 弹性检测。总结基于杨氏模量的弹性检测，定量韵声弹性图包 括三方面的工作：z 向的应力测量，z 向的弹性应变估计和基于应力应变的弹性 模量重建。 1 3 软组织的弹性应变估计 对于基于杨氏模量的弹性检测来说，需要获得某时间段的应力变化量和与 之相对应的应变量，利用式( 卜1 ) 求出软组织的弹性模量。但是由于软组织特 性的影响，包括人体组织的复杂性以及个体差异的客观存在，要精确估计软组织 在一定应力作用下的应变量的难度非常大；因此，要对软组织的弹性特性参数进 行重建几乎是不可能。尽管如此，软组织内的应变分布也能一定程度上反应组织 内的弹性特性分布。 在不同应力作用下，软组织的应变不周。这将引起超声探头接收回波存在一 定的延时；因此，要获得准确的应变估计，就必须准确测得不同应力作用下的回 波时间段的差别。具体如式( i - 2 ) 所示“1 ： a t c ，2 一，c 2 s = f c 2 ：竺二竺。1 0 0 f ( 卜2 ) 其中，r 是应变估计量，af 是压缩前的超声回波时间段，at 是压缩后的回波 时间段。 第一章绪论 由式( 卜2 ) 可知，要获得准确的弹性应变估计，就必须精确测得软组织在 压缩前后回波时间段的差值。那么，怎样才能准确获得这一差值呢? 近年来在医 用超声领域，有许多优秀算法应用子弹性应变估计上。到目前为止，已经有互相 关算法( c o r r e l a t i o na l g o r i t h m ) 、协方差算法( c o v a r i a n c ea l g o r i t h m ) 、s s d 法( s u mo fs q u a r e dd i f f e r e n c e s ) 、s a d 法( s u mo fa b s o l u t ed i f f e r e n c e s ) 等等“1 。这些算法在不同信噪比以及在不同窗下的估计效果各不相同，而且运算 的复杂性和速度也存在很大的差别，本文将对一些算法进行比较，以求得在不同 信号条件下不同算法的应变估计精度。 1 4 软组织弹性重建7 1 川9 1 弹性成像的最终目的是获得组织内部弹性模量分布成像。组织内杨氏模量依 赖于组织内应力应变的分布。在研究一维情况下，在测得应力量的大小和对软组 织的应变估计后，可以认为就已经完成了弹性模量的重建。但是，w e r t h e m ( 1 8 4 7 ) 等发现生物软组织的应力应变关系并不服从虎克定律并指出应力相对应变的变 化率比虎克定律预计的要高得多。可以说，生物软组织既不同于传统的弹性材料， 也不同于金属塑性材料，而是粘弹性( v i s c o e l a s t i c i t y ) 材料。它不仅具有弹 性特征，即施加外力立即发生形变( 式( 卜1 ) ) ，而且还具有粘性特征，即其应 力还与时间因素有关，即应力与应变率有关。其中， 应力盯= f a 单位面积上的受力。 应变= ( l 一厶) 上。或占。= l 一厶，当变形很小，则占= 占介质变形 的度量。 应变率= o d o r 应变随时间的变化率。 粘弹性体的根本特点在于其介质式有“记忆”的，即介质内任一点上任意时 刻的应力，不只是当时应力应变的状态函数，而是与历史过程有关，加载和卸载 时的应力有一定的区别。这种介质的应力应变关系要比弹性体复杂的多。对于线 性粘弹性体来说，不同的力或者不同时刻的力作用于可变形体所引起的形变是可 以叠加的，这就是b o l t z m a n 叠加原理。冯元桢( 1 9 7 2 ) 扣1 提出了关于软组织应 力应变关系的准线性粘弹性理论，这一理论综合了大量的软组织力学性质实验的 结果。并建立在软组织流变行为的基础上。 冯元桢假设：对于应力的变化来说，应变的影响和实践效应是相对独立的， 即 4 第一章绪论 s ( 旯，r ) = g ( f ) s “( )g ( o ) = l ( 1 3 ) 其中，s “( a ) 为应力对应变的弹性响应，占( 力成为归一化松弛函数，表示材料 对应变历史的记忆，称为归一化松弛函数。s ( a ，f ) 是应力。五为应变，f 为时间。 这说明应力应变关系是非线性的，并与历史过程有关。尽管弹性响应s 俐( 五) 本身 也是非线性的，但历史效应( 材料的“记忆”) 本身和应变的状态无关。这样， 若在r ( t ) 时刻 突然增加一个微量8 , t ( r ) ，则相应的应力改变为： g ( t - t ) 掣鼠( ) ( 1 - 4 ) 在假设叠加原理可以适用于生物软组织的前提下获得应力时间函数的表达形 式，如下： 跚) ： ! g ( t - r ) 掣掣d r ( 1 - 5 a ) 一田d以口f 或虢 黜) = l g ( f - r ) 学d r 若f o 时，s = 0 ，则( 1 - 5a ) 可改写为： 阶g ( f ) 瞅o + ) + f g ( f 叫掣警a r 应用部分积分公式，并代入g ( o ) = 1 ，( 1 6 ) 变为： ( 1 5 b ) ( 1 6 ) s ( f ) 拶 五( f ) + p 兄( f - r ) 掣打 ( 1 7 ) 其中，s ( 幻应力时间函数。 ( ，伸长比 的函数，称为弹性响应。 占( 力时间规范化函数，称为归一化松弛函数； ( 幻对应变的记录。 式( 卜7 ) 表示按照准线性粘弹性理论，任何时刻t 材料的应力s ( r ) ，等于瞬 时应力响应 ( 幻 和一个与应力变化历史过程有关的量的和。由此可以建立 软组织的准线性粘弹性q l v ( q u a s i l i n e a rv i s c o e l a s t i c ) 模型，用以从实验 数据中提取相关的材料参数“”。 本文的理论依据。将弹性响应写成一个三次多项式函数；而松弛函数可以被 设定为一个指数函数： s p ( 五) = g 五+ c 2 t 兄2 + c j z 3 。 ( 1 8 ) 第一章绪论 g ( t ) = 1 一七( 1 一e x p ( - t t o ) ) ( 1 9 ) 采用级数分解的方法式( 卜9 ) 可以近似表示为一个关于t 的多项式a 在比 较短的时间内 ：y f ( a 表示的应变，y 表示的声速， 表示的软组织中的传播 时间) ，这个多项式又可以改写为一个关于 的多项式。综合式( 卜8 ) 、( 卜9 ) ， 建立软缎织的拟线性粘弹性模型： s = a a 4 + 6 a 3 + c a 2 - t - d 2 - i - e = = g ( 口，b ，c ，d ，e ， ) ( 1 1 0 ) 其中，s 为应力， 为应变，a ，6 ，c d e 代表了模型中的五个待定弹性特征参 数。这就是本文设计与研究的理论依掘以及最终用于定量描述的参数。 1 5 超声诊断仪原理与基本构成0 1 将几兆赫至十几兆赫的高频超声脉冲发射到生物体内再接收来自生物体内 的反射波( 回波) ，这种方法成为超声脉冲反射法，这也是超声诊断仪的原理， 也有文献称之为回波法。由于超声波在人体内传播的速度相对于x 射线在人体内 传播的速度来说是很慢的，在以脉冲的方式向人体内发射持续时间仅为几微秒的 探测脉冲后，有几百微秒的时间可以用来接受放大处理回波信号，因此，超声诊 断以可以采用超声脉冲检测的技术。目前，大部分的超声诊断仪仍是应用脉冲反 射法进行超声诊断的。本文中所设计的超声软组织特性参数测试仪仍是使用这种 方法。 超声诊断仪包括两个主要部件： ( 1 ) 发生电振荡，接收电信号，并用以显示在显示屏上的电子仪器部分： ( 2 ) 将电振荡变换成超声振动，并把超声回波再变换成电信号的超声换能器 ( 超声探头) 部分。两者之间以高频电缆线连接。 在实验室已有条件的基础上，本文使用的是美国泛美公司( g ep a n a m e t r i c s i n c ) 的5 m h z 双晶和单晶探头，以及常州武进超声仪器厂生产的双晶探头。并 使用了泛荚公司的5 8 0 0 超声波发射接受仪，用来作为本文中设计电路的评定标 准。在实验室条件下，本文依然使用a 型( 幅度调制型) 超声作为测量手段，因 此这里仅对a 型超声仪器结构进行介绍。如图1 - 3 所示，这是传统a 型超声诊断 仪构造方框图。触发信号发生器用正脉冲“开启”高频间歇振荡电路，并由同时 产生的负脉冲“开启”。由方波发生器，锯齿波发生器和锯齿波放大器组成的时 基电路的作用是使回波信号在示波器上重复显示。接收放大电路由高频参调放大 6 第一章绪论 器，检波器和视频放大器组成，最后超声信号在示波器上只能单一的以时间一电 压幅值曲线显示。随着科技的发展，这种a 型超声诊断仪器已不能满足医疗需要。 本文设计的生物软组织弹性特性诊断仪将d s p 和c p l d 技术有机地结合，并联合 现代高性能模拟放大技术进行a 型超声的采集，利用数字信号处理的方法获取生 物软组织弹性参数，为将来的 临床应用提供了依据。详细请见本文第二章内容。 图1 - 3 传统a 型超声诊断仪构造 1 6 本论文的研究意义与内容 生物软组织弹性特性的测量与表征是生物医学与仪器仪表科学的结合，其在 理论研究以及工程应用上，都具有一定的意义。 l 、 理论上，组织弹性估计算法是整个萤建过程的关键，新的估计算法 能够获得更高精度的估计从而提高弹性重建的质量；同时，对已有 算法的比对与实验，能够为将来的算法改进以及新算法的引入提供 科学依据而且也为二维、三维重建奠定理论基础。 2 、 工程应用上，本文所设计的诊断仪器目前国内外还没有类似的报道， 便携式、小型化的设计使其不仅能够用于医疗诊断，而且还能够用 于人们的日常生活中。 本论文主要对生物软组织弹性测试仪进行了设计，并且对软组织弹性应变估 计算法进行了探讨。具体的说，本文第二章主要讨论的是生物软组织弹性特性测 试仪的设计与开发，对电路各部分的构成进行了详细说明，同时还包括软件编程 的介绍。第三章主要讨论的是对互相关算法的改进和自适应弹性应变估计算法。 第一章绪论 第四章介绍的是使用l a b v i e w * dm a t l a b 软件对超声信号进行采集与信号的处理， 以及实验数据的处理与比对。在以上各章节的基础上，本文还在第五章中对本课 题做了总结和研究展望。 本文设计了一套基于d s p 的超声软组织弹性特性测试系统，开发了超声信号 的采集系统，实现了对超声仪器的便携式、小型化设计。在实验室条件下，对其 信号处理、重建，研究了新的弹性估计算法与已有算法之间的优缺点，并得出了 结论。 笫二章生物软组织弹性特性采集系统的设计 第二章生物软组织弹性特性采集系统的设计 2 1 总体构想 如第一章所述，目前市场上还没有可以用于弹性特性参数检测的便携式超声 波弹性特性测试仪，而且运用计算机和超声发射仪的成本相对来说过高。基于以 上原因的考虑，本文设计了一套生物软组织弹性特性采集系统。这种系统能够计 算弹性特性曲线与应力之间的关系。并且将其曲线与数值在液晶屏上进行了显 示，这会为医疗诊断提供很大的便利。 本文所设计的系统是在d s p ( d i g i t a ls i g n a lp r o c e s s o r ) 的基础上对超声 波数据进行采集，然后利用时域互相关技术进行时间延迟估计( t i m ed e l a y e s t i m a t i o n ) ，这种时域上的估计相当于对软组织的轴向应变进行测量，同时记 录下不同应变发生时的应力大小，最后利用式( 1 - 1 0 ) 计算出弹性特性参数并将 其显示出来。整个过程如图2 - 1 所示。 圈2 - 1 系统设计总体构想图 本系统主要由四部分组成，即：超声波触发电路、超声波与应力信号数据采 集电路、数字信号处理部分以及液晶显示模块。其中，超声波与应力信号的数据 采集包括图2 一l 中两路数据的放大，超声信号的时间增益补偿( t g c ) ，双路信号 9 第二章生物软组织弹性特性采集系统的设计 的a d 转换和数据存储。数字信号处理部分包括数字滤波、互相关处理和最小二 乘计算。整个系统以d s p 芯片作为c p u ，并把c p l d 作为逻辑执行器件来共同完 成系统功能。 2 2d s p 与c p l d 简介1 1 1 朝 d s p ( 数字信号处理器) 是实时数字信号处理技术的核心和标志，也是嵌入 式处理器中的一种。d s p 具有丰富的硬件资源，改进的并行结构，高速数据处理 能力和强大的指令系统，因此使其成为本系统设计的首选c p u 芯片，其主要特点 如下： 1 、采用改进型哈佛结构，具有独立的程序总线和数据总线，可同时访问指令和 数据空间，允许在程序存储器和数据存储器之间传输。这使得数据和程序的 存储受空间的限制减小，利用软件中的地址配置文件灵活分配存储空间。 2 、片内含有专门的硬件乘法嚣和高性能的运算器及累加器，能够在每秒钟内处 理数据数千万次乃至数亿次定点或浮点运算，其处理速度比以往最快的p c 微处理器还快数十倍：为满足数字信号处理f f t ，卷积等运算特殊要求，多 数d s p 的指令系统中设置有循环寻址及位倒序指令和其它特殊指令，使得在 做这些运算时寻址、排序及计算速度大幅度提高。本文所采用的互相关算法 需要进行大量运算和数据处理，选用d s p 恰好满足了这种要求。 3 、新型d s p 大多设置了单独的d m a 总线及其控制器，基本不影响数字信号处理 的情况下作高速的并行数据传送，其数据速率可以达到数百兆字节每秒。 t i 公司于1 9 8 2 年推出的t m s 3 2 0 系列是目前世界上最有影响的主流d s p 产 品。本文所设计得系统采用的是t m s 3 2 0 f 2 0 6 芯片，其速度高达4 0 m i p s ( 即每秒 执行4 0 m 条指令) ，片内配置有5 4 4 字的双口数据存储器d r a m ，3 2 k 字的片上f l a s h 和片上4 k 字的单口程序数据存储器，并有2 2 4 k 字的外部可寻址空间。这些特 性使其完全能够满足本系统设计的需要。 另外，系统数据采集速率高达2 0 m h z ，而一般的逻辑芯片很难达到这种要求， 为此，本文应用c p l d 来代替独立的逻辑门芯片，这样还可以同时起到节省空间 的作用。c p l d ( c o m p l e xp r o g r a m m a b i el o g i cd e v i c e ) ，即复杂可编程逻辑器件， 是基于p r o m 工艺的，它具有只需编程一次、掉电不丢失、密度比较小( 由于 工艺限制，一般在1 万门以下) 、速度比较快、基于乘积项的结构等特点。典型 的器件是m a x 7 0 0 0 、m a x 3 0 0 0 a 系列。本设计中使用的是m a x 7 0 0 0 s 系列，这个系 列的最短延时可达5 n s ，计数器工作频率可达1 7 5 4 4 h z 。已经完全能够满足本文 的设计需要。因此，本文中将其作为地址发生器，超声波触发开关信号发射点， l o 第二章生物软组织弹性特性采集系统的设计 以及设计中所需要用到的一系列逻辑门。 这种d s p 与c p l d 相结合的设计方法，能够节省大量板上空间：同时，又可 以根据需要设计定义不同的管脚分布和选择不同时钟，因此给设计带来很大的方 便。 2 3 超声波触发电路设计 在医用超声仪器中有两种主要的超声激励方式，即连续波激励方式和脉冲波 激励方式。前者常见于超声多普勒效应的应用，而后者多是用在像本文这样的超 声表征中，因为窄脉冲发射对缩小盲区，提高探测精度具有十分重要的意义r t 4 | 。 目前已有的典型设计是电容储能产生尖脉冲的方案，但这种储能方式必须通过高 电压直流电源供电来获得持续高电位，这是本设计的便携式的设计目的相悖，而 且还带来了用电安全性的问题。 另一方面，从能量和功率的观点出发，将超声发射部分看成是一个能量和功 率的变换电路，它将一段时间的平均能量或直流功率转化为某个瞬间的很大的瞬 时功率。电感储能式脉冲形成电路不需要高压电源供电，其储能仅与换路时的电 感电流平方成正比因此电感储能方案对电源无特殊要求，其激励电路如图2 2 所示： v 饥t 圈2 - 2 超声波激励电路 第二章生物软组织弹性特性采集系统的设计 该电路的工作原理是，在场效应管3 n 1 0 0 的栅极为低电平时，场效应管截止， 来自电源v 。的输入电流为零。当高电平到来时，场效应管相当于一个阻值很小 的电阻与电感l 1 串联与电压源v 。构成回路。设t 。为高电平所持续的时间宽度， 理想情况下，电感电流为： 1 。= o ( 2 一1 ) 由式c 2 一i ) 得出，电感储能相当于： 去t = 百l 2 2 ( 2 2 ) 此后，场效应管由于栅极低电平而使得场效应管快速关断。振荡初始能量为式 ( 2 - 2 ) 。其电压电流如图2 - 3 所示。 5o v 鹾 ，n - s ；。0 1 1 ：蔓 鞣l 一$ 0 0 1 - - - - 一一一一- 一- - - - - - - 。一- - - - - - - 。- - - 一。- 一- 。- 。- - - - 。+ z t l 6 l 3 vr 一一一 黔 ：二 l 二：一 船 l v + 一一 ；h ，4 i 1 1 u s 湘e 0 沁$ s o u sd 岫o 啊? o “a j av l 艄：d ， t i 豳2 - 3 激励电压电流 p l 处的输出电压脉冲高度由电源电压与t 。决定。在确定后，t 。即可 以唯一确定地决定p 1 的电压高度。虽然这个电路能够在非高压条件下得到高压 脉冲，但是由于电感的电流充放电特性决定了其漏级上的瞬态电流最大可达 3 0 0 m a 一4 0 0 m a ，因此需选用击穿电压较高的场效应管与最大载荷电流较大的电感 器件。而且，由于超声探头的本身特性的因素影响如输入阻抗非常高( 约1 0 8 f 1 ) ， 因此需要足够能量的脉冲电压才能够激励探头。 本文通过对2 0 m h z 时钟进行分频，以及场效应管驱动器来获得脉冲高度约为 2 5 0 v 一3 0 0 v 的电压脉冲，激励5 m h z 的双晶超声探头。经接收到的回波信号证明 2 第二章生物软组织弹性特性采集系统的设计 这种方案对于实现便携式超声触发完全可行。脉冲重复频率的选择主要决定于所 需探测的最大深度以及扫描的回扫时间，通常在5 0 h z 一2 k h z ，本文选择了2 k h z 的重复频率以为后续电路的信号处理做准备。重复频率过高会造成多次回波相互 问的干扰。 2 4 超声与应力信号实时采集电路 为了对超声信号采集有更深入的理解，首先具体介绍一下超声在软组织内的 衰减过程。在医学超声中，衰减系数往往作为组织表征和疾病判断的一个重要系 数。而吸收则是衰减的一个重要组成部分。生物组织对超声波能量的吸收可以由 各种超声波和生物组织问所发生物理的和化学的变化来解释，而这诸多物理的和 化学的吸收过程可按其机理而归为如下九种主要类型： 由粘滞阻尼引起的吸收： 由热传导引起的吸收： 由热辐射引起的吸收； 由声波对介质中分子的固有自由度和平移自由度的平衡态的扰动所引起 的吸收； 由声波对介质中同分异构体之间的平衡态的扰动所引起的吸收； 由声波对介质中单体和二聚体之间的平衡态的扰动所引起的吸收； 由声波对介质的远程有序平衡度的扰动所引起的吸收； 由相位转换和扩散引起的吸收； 由磁流体动力学相互作用而引起的吸收。 一般称前两类吸收为经典吸收，而其余的统称为弛豫过程或弛豫吸收。任何 由于压强或温度的变化，而导致原有平衡状态的变动所引起的物理的或化学的弛 豫过程，并由此而产生对超声波能量的吸收，都可称为弛豫吸收“1 。超声波在人 体组织内的传播，遵循的是反射折射定律，但是由于声束本身扩散以及由于反射、 散射等现象，而使声能量减弱。这种经典吸收引起的减弱并没有减少声能中的总 能量，而只是转移到其它方向。而弛豫吸收引起的衰减，由于媒质的吸收，声能 量被转换成另一种能量( 如转换成热能) ，此类衰减因素与媒质微观结构有关， 并且由于质点振动迟缓所致，声能量并未转换。而是储存在媒质内部。以上这些 原因使能量随着距离的增大而逐渐减小，这种现象称为超声波的衰减 ( a r t e n u a t i o n ) 1 ”。 设超声波通过一段极小距离( 或厚度) 的媒质d 舶超声波的振幅减小洲， 与声源始点振幅值盔成正比，也与通过媒质的距离d 片成正比： 第二章生物软鳋l 织弹性特性采集系统的设计 一d d = 2 a d x & ( 2 3 ) 其中，a 表示媒质的衰减系数。当x = o 时，彳= a 。对平面波而言，超声波传播 一段距离肖后的振幅爿随j 是按指数衰减，由上式对石积分得出； 彳= a e “ ( 2 4 ) 其中：， 一距声源距离d x 处的振幅； 厂_ 一声源处振幅( x = o 时) ； r 一传播距离( 或媒质厚度) 。 具体请见图2 4 。这样，为使回波放大电路既能将深层软组织反射的弱回波信号 进行足够放大，又能保证浅层软组织的回波信号不出现饱和，就不能采用具有固 定增益的放大器电路，而应该采用增益可变的动态增益电路。也就是说，要求浅 层软组织信号通过放大电路时，电路增益小；当深层生物软组织反射的幅度很小 的回波信号反射时，电路应具有较大的增益。实验数据表明，生物软组织的吸收 衰减大约为l d b ( c m 删z ) ，因此对于5 m h z 的超声来说，衰减系数口= 5 d b c m 。 对于这种衰减，使用相应的指数函数对其进行补偿即可“”。因此，对于回波电 路就必须包括超声回波增益补偿部分。总的来说，超声与应力信号实时采集电路 由超声回波接收电路、应力前置放大电路和a d 转换存储电路构成。 幽2 4 超声回波衰减示意幽 高速的数据采集速率使得芯片对外围的逻辑门要求较高，不同的逻辑门同时 存在一定的时间上的延迟这种延迟经过几个门的积累将造成时间上可观的延 迟。另外，从t m s 3 2 0 f 2 0 6 芯片本身的特性考虑，由于其读入数据指令运行周期 为2 个时钟周期，使其对数据的读写并不能在规定的采样频率( 2 0 m h z ) 内将数 据从数据端读走，从而造成数据的丢失，因此a d 芯片与t m s 3 2 0 f 2 0 6 直接连接的 方案很难符合要求。同时，从d s p 并行处理的角度考虑，即a d 的同时能够将已 4 第二章生物软纰织弹性特性采集系统的 5 计 经采到的数据进行处理，为此本文使用了c p l d 来弥补以上的不足，而且使用d m a 的数据采集方式，这样又可以满足数据并行采集与处理要求。 2 4 1 超声回波接收电路 由于双晶超声探头接收的回波信号在软组织内按指数衰减，使回波信号即使 在经过前景放大后仍然不能到达a d 转换的要求，这种现象在对厚度比较深的软 组织进行测量时尤其明显。因此信号在经过前置放大后，需要一种电路能够对超 声信号进行补偿。超声信号随生物软组织的厚度不同其衰减程度和回波反射时间 也不同。实验表明，在= 2 k h z 的重复频率下，出软组织层面反射回的超声回 波不会超过其半个周期的时间段。所以，为了防止丢失有用信息，本文设计的补 偿时间长度为7 = = 正2 。 为实现这一补偿功能，本文采用了a d 公司的可变增益放大器a d 6 0 4 ，并且 通过外围模拟电路来实现增益控制。a d 6 0 4 通过对内置的前置放大器进行控制， 可以调整放大器的增益，其增益变化公式为： g ( d b ) = ( g s ( d 8 ，y ) v g n ( v ) ) + ( e o ( d 8 ) 一1 9 ( d b ) ) g ( 拈) = 2 0 1 9 器 喃 其中卜放大器增益； 矗卜增益比例； 比卜增益控制电压。 1 9 d b a d 6 0 4 的固有特性参数： 船一前置放大增益。 在整个硬件的设计中，增益比例g s , 前置放大增益尸口通过外围电路的联接 可以预先确定。这样，放大器的增益g 就由增益控制电压p 石唯一确定。因为， 在a 型超声( 用横坐标表示超声波的传播时间，即探测深度：纵坐标表示回波脉 冲的幅度“”) 中，a 与属可以等价于以d j 处的电压幅值) 与“( 声源处的电压 赋值) ，所以由式( 2 - 4 ) 可以推出反向补偿的公式为： u ( v ) = u o ( 矿) p ”卅 旦堡2 e 2 a x ( m ( 2 6 ) u o ( 矿) m 表示长度，单位米。取g s = 2 0 ( d b v ) ，p 6 = 1 4 d b 。通常在软组织中，声速的 传播速度取1 5 4 0 m s 。因此，由式( 2 - 5 ) 、式( 2 - 6 ) ，经过运算得： v g n = + 1 5 4 0 2 a f i g e “百1 + 1 3 3 8 口f ( 2 7 ) 第二章生物软组织弹性特性采集系统的设计 其中， 是增益