（生物医学工程专业论文）嵌入式数字相控阵超声成像系统设计.pdf

东南大学硕士学位论文 a b s t r a c t u l t r 船o i l i ci l l l a g ed i a g n o s i si so n eo ft h em o s ti m p o r t a mm e t l l o d so fc l i i l i c a i d i a g n o s i s ，觚dt i ep r e c i s ed i a g n o s i sd l l e st om eg o o dr e s o l u t i o nu l t r a n i ci m a g c s ，如d t t l eg o o dr e s o l u t i o nu l t r 豁o i l i ci m a g e s 缸eg e n e m t e db yt l l e9 0 0 dq u a l i t yu l 仃笛o u n d d i a g n o s t i cc q u i p 枨m t ( u d e ) u d em a i l l l yi n c l u d e ss o f i - t i 船u es t n l c t u r ci m a 画n g 锄d d o p p l e ri m a g i n g ，t l i ef o m e ri n c l u d e sb m o d eu l t r 鹄o u r l d 锄e r 锄dm - m o d e c c h o c a r d i o 伊印b y ，m el a n 盯i n c l u d e sd o p p l e r t i s 叫ei i i l a g i i l g 扑dc o l o r b p p l e rn o w i m a g i n g b yt h ed e v e l o p m e n to ft l l em i c m c l c c t r o i l i c st c c h n o l o g y 卸dt l l ec o m p u t 盯 i e n c e ，t l l e 锄a i i e r 、s m a n e rd i g i t a le q u i p m e n t sa r et h em a i n l yd e v e l o p m e md i 咒c t i 趾dt l l ep c r f o n n a n c c so f t h ee q t l i p m e m sa r ea l u p 删c d t 1 1 i sp a p e rr c v i e w s 圮d e v e l o p m e n to ft 1 1 eb _ m o d eu l t r a s o 岫ds c a n n 盯卸d d e 咖e st 1 1 e 阳n c i p l eo f n 豫p u l 辩一e c h oi m a g i n g b e c a u o f t l l em a i l l l yd e v e l o p m e n t d i r e c t i o no fm eu d e ，w ed 船i 驴am e m o do fd i g i t a l 蛔f o n i l i n gb 舔e df p g a ( f i i e d p r 0 肿m m a b j eg a t e 缸哪) c o n l l l e db yt h ef p g w ci 呷l e m e n tt h ef b c 璐i n g 肌d s c 锄o fm ep h 擞- 姗y 咖s d u c c r t k1 6 c l l s e c h o ( 1 6c h 锄e l se c h o ) f o 珊1 6 e l e m e n l s 眦锄p l i f i e di n d i v i d u a l l ya n ds 锄p l e di n d i v i d i l a i l yb y1 6a d c s 1 1 1 e s 锄p 】e dd a t ag e n e r a t e sas c a ni i n et l l 】o u 曲t l l eb e 锄f o 咖既1 1 1 el2 8s c 柚l i n e sw h i c h f o 咖as i x t yd e g 眦撇珊州n c ni i l 幻t l l es r a m t h ej 删9s y s t c m 哟d s 岫 s c 锄l i n 髂d a t a 姐dp r o c c s s 鼯t h ed a 上a 柚dg e n e m t e sm eb m o d ei m a g e t 1 l i si m a g i n gs y s “：i nb a s e dt h ef p g aa n dt h ea j t m 锄b o ds y s t e n l ，a d o p t s c m o si c 缸ds m te l e m 吼t si no r d c r t 0r e d u c ct l l ed e a da r e a 柚ds a v ep o w c f 1 1 l c h 缸d w a r ei n c l u d c sa n a l o gp a r t 锄dd i 舀t a lp a r t ，e a c hp a r t 缸ed e s i 趴c db ym o d u l 茁 s t i u c t u 屿t l l a ti t j sc o n v e i i i e mf o rb o t l lt l 圮f i l r i c t i o nu p d a t c 柚da p p a m t u s m a i m e n a n c e b e c a 岫eo f 璐i n gf p g a ，t h es y 咖mc o i i l de 罄yu p g r a d eb yr e d e s i 印也e i o g i c 孤d 如n c t i o no f t h ef p g ab u t n on e e dt od l a n g et h eh a r d w a r ed e s i g n 1 1 忙a r m s y s t a mi sa i s 0m a i n j ys o n w a 陀d e s i g n “、v i l lr e d u c cm er & dt i m e 柚d 船v e e x d e i l s e s k e yw o r d s ： u i 仃a s o n i ci m a g 吨e m b e dd j 舀t a lb e 锄f 0 1 m i n gf p g a p h a 辩- 扪到 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。 幽o i 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( 包括刊登) 论文的全部或部分内容。论文的公布( 包 括刊登) 授权东南大学研究生院办理。 研究生躲趔牟新躲裤日期：御引， 第一章绪论 1 1 超声成像原理 第一章绪论 超声波是指声音频率超过人类听觉上限的声音，通常指超过2 0 k h z 。超声 波作为波的一种，当超声波在足够均一的物质( 如空气、水) 中传播时具有很 好的指向性，甚至可以聚焦在某个特定的区域。 在超声成像系统中，电激励超声换能器的压电材料引起周围媒介压力的变 化而产生超声波。当发射波在媒介中传播的时候，媒介的不均一将产生反射波， 换能器检测到反射波并将其转换为电信号，在获得的信号中包含了反射体的反 射强度和位置信息，如图1 1 所示。在超声波传播过程中，声波的衰减主要是 由于传播距离的增加和媒介的吸收。当超声波在人体中传播时，超声波幅度衰 减很强，接收的回波信号必须经过放大和补偿，这一功能是通过放大器实现的。 其中放大器的增 益随时间的增加 卫 圣兰篓皿( ( t i m e g a i n l j jf ；f c ) m p e n s a t i o n ，y 1 2 超声诊断仪的演变历史 在本节中将回顾超声诊断仪的发展历史。根据课题研究的重点，将只讨论 东南大学硕士学位论文 脉冲波回波成像系统，而不讨论连续波成像系统。 a 型( a 一d e ，a i i i p l i t u d e ) 超声诊断仪是第一种被用于临床的超声诊断设 备。它的原理结构框图如图1 2 所示。a 型超声诊断仪的工作原理类似于示波 图1 2a 型超声成像系统结构 器，以纵轴显 示被放大、检 波和对数压 缩后的回声 信号的幅度 大小，而横轴 代表深度( 时 间) 。这种成 像方式很难 直观地了解 被测对象的 剖面结构信 息，但是可以 清楚地显示被测对象的运动情况，因为a 型超声诊断仪有很高的扫描频率。 m 型( m - m o d e ，m o t i o n ) 超声诊断仪通常又称为超声心动仪，主要用于心 图1 3m 型超声成像系统结构 血管疾病的 诊断。在m 型 系统中，放大 的回声信号 用于调制显 示的亮度，回 声越强显示 越亮，以垂直 位置表示回 声的反射位 置，而该位置 的运动在水 平位置上随 时间变化展开，如图1 3 所示。当探头固定在某一点，如对应心脏的某个位置， 由于心脏的收缩和舒张，心脏各层组织和探头的距离也随之发生改变，将所得 到的回声信号加到c r t 的z 轴进行亮度的调制，在荧光屏就会呈现随心脏搏动 而上下摆动的亮点，当代表时间的扫描线由水平方向从左向右匀速移动时，上 第一章绪论 下摆动的亮点横向展开，得到心动周期中心脏各层组织结构的活动曲线，即超 声心动图( u 1 t r a s o n i cc a r d i o g r 锄，u c g ) 。 b 型( b _ 玎1 0 d e ，b r i g h t n e s s ) 超声诊断仪，与m 型相似，以回声的幅度调 制亮度，垂直方向代表回声的反射位置，水平方向上由超声扫描线构成，因此 对人体进行 不同方向的 超声扫描，就 可以得到人 体组织不同 方位的截面 图，它是一幅 二维图像。因 为要对一个 截面进行多 次扫描，所以 要花费更多 的时间来获 图1 4b 型超声成像系统结构 取所有扫描线的回声信 号信息。目前实时b 型超 声诊断仪以每秒大于2 4 帧的刷新率显示b 超图 像。为了能够不失真的显 示二维图像，对于扫描得 到信息必须通过一系列 的处理，如在各条扫描线 之间插值以消除各条扫 描线之间的间隙。一种实 图1 5 超声探头( 线阵列探头和相控阵探头) 时b 型超声诊断仪的原 理结构如图1 4 所示。现 在的b 型超声诊断仪基本上都拥有多个独立的通道和采用多阵元的探头。多阵 元探头大致可以分为两类：线阵列探头和相控阵探头，如图1 5 所示。 多普勒( d o p p l e r ) 超声诊断仪，是基于超声波的多普勒效应而发展起来的 一类诊断仪，主要用于运动组织如血流流速的检测等。 东南大学硕士学位论文 1 3 超声诊断仪的现状及发展方向 1 3 1 超声诊断仪的现状 超声技术渗透到医学，生物领域始于上个世纪3 0 年代到4 0 年代。经过半 个多世纪的发展，超声技术应用于医学已经得到很大的发展，特别是超声影像 诊断，已经成为医学影像诊断的三大方法之一。 先进的超声诊断仪具有一系列强大的功能，如g e 的l o g i q 2 0 0 p r 0 ，它是一 款全数字手推式b 型超声诊断仪，它的特点是成像速度快，同时具有幻灯片播 放图片和数字化管理图片等一系列功能。在手推式超声诊断仪得到发展的同 时，便携式和手提式超声诊断仪也迅速发展。如韩国脏d i s o n 公司的s o n o a c e p i c o 和町s o n 02 0 l 系列的手持式超声诊断仪，均为全数字超声诊断仪。其中 m y s o n o2 0 1 号称是世界最佳的个人超声仪，其特性为：高分辨率数字成像；强大 的软件工具包；6 4 英寸t f tl c d 液晶显示器；可外接监视器；可充电锂电池； 6 3 2 帧电影回放；数字图像存储( 系统可存储5 0 帧图像) ：数字图像备份到s m a r t m e d i 一一 图像管理系统s 0 n o v i e 一软件。同类产品如g e 公司的l o g i qb o o k x p 。在国内，全数字超声诊断仪的技术也已飞速发展，如汕头超声仪器研究所研 发的便携式b 超诊断仪c r s 一7 7 0 0 等，c t s 一7 7 0 0 全数字超声显像诊断仪采用全数 字成像的先进成像技术，具有硬盘u 盘存储、d i c o m 传输和大容量电影回放等 强大的应用功能。彩色多普勒超声诊断仪的市场目前仍被国外的大型医疗器械 公司( 如g e 、p h i l i p 等) 控制。2 0 0 5 年深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 开发出了具有独立知识产权的d c 一5 全数字彩色多普勒超声诊断仪，填补了国 内具有自主知识产权的彩色多普勒超声成像技术的空白。相比台式大型设备， 手持式超声诊断仪在国内仍旧空白。 本论文目的是研究开发先进的嵌入式数字超声成像设备。论文根据超声成 像原理，提出了以f p g a 为设计核心的嵌入式数字相控阵超声成像系统的设计 方法，为将b 超成像技术用于医学检测和材料检测研究打下良好基础。 1 3 2 超声诊断仪的发展方向 超声诊断仪总的发展方向是全数字化，即波束合成数字化( 包括数字延 时线、数字孔径聚焦) 、数字滤波、数字检波、图像形成、图像显示和存储等 过程的数字化。在实现全数字化的基础上改进方法提高成像质量，发展多普勒 超声诊断仪、三维成像及重建技术、影像工作站及远程会诊等也为超声诊断仪 的发展方向。 第一章绪论 之所以要发展全数字化超声诊断仪，那是因为数字超声成像有着模拟超声 成像不可比拟的优势，集中体现在： l 、跟踪式动态聚集 在模拟方式中，当改变接收聚焦系统的焦点时，必须要将一系列电子开关改 变状态，这将引起与它相连的电路中的电压波动，所以在开关改变状态后，在合 成信号中必将产生很大的干扰。为了去掉这些干扰，一般都采取不用这小段回波 信号的措施。因此，在模拟方式下的动态接收聚焦，在形成一条完整的接收声束 时至少要经过两次发射和接收过程，并且焦点数也有限。 在采用模拟方式波束形成中，它使用大量的模拟延迟线及模拟开关。当改变 的焦点数和变迹函数越多，延迟线及开关数量就越多，由于干扰参数、误差及漂 移等因素增加，使其总的性能难以达到很高水平。 在数字方式中，进入接收聚焦系统的信号已经数字化，改变焦点时原则上不 会使数字化信号值发生改变。因此只需发射和接收一次即可形成一条接收声束， 同时焦点数也可随意增加，实现跟踪式动态接收聚焦。跟踪式动态接收聚焦可实 现接收的每一象素点都是焦点，至少做到离焦点很近，这就大大改善了图像的横 向分辨力。 2 、动态变迹 数字方式实现变迹的方法相对比较简单。只需在各阵元信号延迟相加之前各 乘上一个按变迹函数所要求的幅度系数即可。由于最佳的变迹函数与距离( 即深 度) 有关，因此最好采用动态变迹技术。在模拟方式中需要使用大量模拟开关， 使合成回波信号中产生干扰。在数字方式中，幅度系数的改变是在时钟控制下同 步进行的，当然不存在干扰的问题。因此，在数字波束形成技术中实现动态变迹 更容易实现。这就使全数字化u d e 的横向分辨力及对比分辨力优于模拟的u d e 。 3 、信号的数字检波 数字检波的优点是可以减少模拟检波的失真，如在正交检波方式中，模拟检 波产生的同相信号分量和正交信号分量的幅度值无法保证相等，相位正交性也会 偏移，而数字检波可以避免这两个不足。因此数字幅度检波同模拟的幅度检波相 比数字方式可以得更加逼真的b 超图像。 其它几个超声诊断仪和超声诊断发展的方向： 多普勒超声诊断仪的发展 在医学l 临床诊断学中用于心脏、血管、血流和胎儿心率等诊断，具有广阔 的发展前景。 三维超声成像技术及三维重建技术的发展。 三维超声成像大致可以分为两大类：静态三维成像和动态三维成像。三维 成像的优点与二维成像相比，三维成像具有以下几点优点： ( 1 ) 图像显示直观。可以在显示器上直观地显示脏器的解剖结构，为临床提 供了更准确的诊断依据。 东南大学硕士学位论文 ( 2 ) 在手术规划和医学教学上具有更广泛的应用。可以从不同角度观察脏 器的解剖结构与疾病的状况，并完成手术规划和模拟手术。 ( 3 ) 可以进行医学诊断参数的测量。很多医学参数，如心室容积、心内膜 面积等只能在三维条件下才能获得准确的定量结果。 ( 4 ) 可以缩短诊断时间。由于三维图象可以在更短的时间内采集到足够多 数据，所以可以更快地完成诊断。 手提式超声诊断仪和超声诊断资料的存储、传输以适应便捷和开展远程会 诊。 随着计算机网络的发展，使得远程会诊成为可能，那么图像数据高效率的 存储和传输技术必须得到较高的发展以提供实时的会诊平台。 1 4 论文的主要内容 第一章简述了超声成像原理，超声诊断仪的发展历史、现状和发展方向及论 文的目的。 第二章介绍了超声波的一些基本知识，重点讨论了数字波束形成技术，提出 了设计方法。 第三章是系统的硬件设计部分，详细阐述了硬件的总体结构和主要电路模块 的作用、设计重点、设计方案、电路图。 第四章是系统的f p g a 模块设计部分，介绍了各个功能模块的原理和具体实 现方法。 第五章给出设计的实验结果和分析及论文总结。 6 第二章数字波束形成 第二章数字波束形成 了解超声的一些声学知识、理解超声波在人体组织中传播等是进行超声诊 断仪设计和实现的必备条件。医学超声图像信息是来源于对来之人体组织的脉 冲回波信号信息的提取。本章首先介绍超声波的波动特性，在此基础上介绍超 声探头的指向性性能。为了聚焦回声信号，波速形成技术在现代超声诊断仪中 广泛使用。本章在比较了几种数字波束形成的方法，阐述了符合本论文系统设 计要求的数字波束形成的原理及方法。 2 1 波动方程 任何波的传播都可以用波动方程来描述。对于一个空间信号s ( i ，) ，这里 i ；( j ，y ，z ) 表示空间位置，则这个信号源发出的波在理想媒质中传播的波动方 程： 窘+ 雾+ 窘= 古事 c z - ， 矿+ 矿+ 万2 7 矿 ) 在这个等式中，参数c 表示该信号在媒质中传播的速度。 为了更好讨论波动特性，结合超声波医学领域中应用特点，下面将介绍常用 两种特殊波的解表达式。 2 1 1 平面波 我们可以假设： s ( x ，乃z ，f ) = ，( z ) g ( j ，) ( z ) p ( f ) ( 2 2 ) 表示信号可以用相互独立的分量来表示，用复数形式可以表示为： j ( x ，y ，z ，f ) = 彳e x p ( _ ，( 珊r 一( t x + 七，y + 丘：z ) ” ( 2 3 ) 这里a 是一个复常数，t 、七，、屯和国( 脚 0 ) 是实常数。将此式代入2 1 式中可以得到： 击( x ，y ，z ，f ) + 七；击( z ，y ，z ，r ) + 击( x ，j ，z ，f ) = 筹击o ，y ，z ，f ) ( 2 4 ) 东南大学硕士学位论文 e + 砖+ = 芋 ( 2 5 ) 这就是单一频率平面波的波动方程。它是一个平面波，因为它的相位满足平面 方程t 工+ 毛j ，+ 屯z = c ( c 是一个常数) 。对于空间中给定的一个点( ，z o ) ， 诋肌轳盹一l 羔卜堕芒型】 汜e ， 即波在( ，白) 点的波动方程的解。 波长是指在波转播方向上具有相同相位的两点之间的距离，可以用下面的等式 a ：三( 2 7 ) 波数和波长的关系可以用下面的式子来表示： 七：望( 2 8 ) 2 1 2 球面波 被动方程用球坐标司以表不为： 善( 确= 吉等( 厕加”c 2a ” 7 求解上式方程得到的是球面波的解，其解的复数形式： 似，r ) = 二- e x p 一打) f 式中，户是复数表示的幅度，是波传播的距离，t 是波数， 旷= 等 这里，波可以是发散波和汇聚波，发散波可以用下面等式来描述。 击( ，f ) ：三e 砸m ( 卜二) 8 ( 2 9 ) ( 2 1 0 ) ( 2 1 1 ) ( 2 1 2 ) 第二章数字波束形成 2 1 3 波数一频率域( 空间) 为了便于对超声系统的信号分析引入了五一空间，它能帮助人们更好的 理解超声系统的聚焦和波束形成。因此在这里作简要的叙述。 考虑一波长为九的连续正弦平面波在方向单位矢量j = ( x ，y ，= ) 定义的方向上 转播，波的特性可以用一个矢量石来描述，i 由如下的等式定义： f = ( t ，k ，屯) t = z 等 忉等 1 3 t = z 等 矢量f 称为波数矢，方向与i 的方向一致，三三表示波的频率。 l 2 2 超声波在人体组织中的传播 在医学超声中，通常使用3 m h z 或更高中心频率的脉冲波。超声波是由于 电激励超声探头里的压电晶体产生的，当它在人体组织中传播的时候，将产生 回声信号。回声信号的产生是由于人体组织不均一而导致超声波产生反射、散 射及衰减。 2 2 1 反射和透射 反射是因为边界两边的区域具有不同的声阻抗。对于单一频率的波，波速 u 、声压p 和声阻抗z 可以用下面的等式来表示： “：旦( 2 1 4 ) z 对于平面波声阻抗： z = 岛c ( 2 1 5 ) 声波的在界面发生的放射和折射如图2 1 所示。若声波在媒介1 ( 入射部分) 中的声速是q ，在媒介2 ( 透射部分) 中的声速是岛，入射角和折射角之间的 关系符合s n e l l 定理： 东南大学硕士学位论文 旦：! 盟 c 2s i n e 同时我们也可以得到透射波和入射波的声压比： 盟：丝竺堡 p fz 2 c o s e + z l c o s 口 ( 2 1 6 ) ( 2 1 7 ) 这里z 和z z 是声波在媒介1 和媒介2 中的声阻抗，a 和a 是入射波声压和透射 波声压。 2 2 2 散射 散射是当声波在传播的途径中遇到其 线度接近声波波长的障碍物时，反射波就不 再是平面波，而是向各个方向散射出去，这 种情况与界面的反射大不相同。声波在媒介 中的散射比较复杂。从经典的观念来说，散 射是由具有一定的几何形状、大小，其特性 阻抗与周围的媒质相异的小障碍物散 射体引起的。但在生物体很难准确描绘散射 体的形状、大小，只能用理想模型近似分析。 2 2 3 衰减 图2 1 声波的反射和透射 超声衰减定义为声波能量在传播过程中的损失。导致超声衰减的主要原因 有： a 、超声传播过程中产生的反射、折射、扩散等现象，从而使得声能分散 而衰减。 b 、散射引起的衰减。媒质不均匀，含有悬浮粒子，使得声能散射而衰减。 c 、吸收衰减。由于媒质的粘滞吸收、热传导吸收或驰豫吸收，导致声能 变成热能而衰减。 在软组织中，衰减主要是由于粘滞而引起的声能转化为热能，使得传播声 波的幅度随指数规律变化。同时，这种衰减还是声波频率的函数。它可以描述 为： 圩( ，z ) = e 一。= p 一划“2 ( 2 1 8 ) 这里f 是频率，z 为声波传播距离，a 为媒质的衰减系数，单位为n p c m ( n p 为奈培n e p e r ) 。很容易理解，使用奈培为单位时，衰减系数一般定义为： 第二章数字波束形成 口= ( 1 1 1 鲁) z ( 坳，册) ( 2 1 9 ) 4 和4 分别为声波在起点和传播距离z 之后的声压幅度。然而为了和前面的 声压级和声强级单位一致，更多采用的是分贝为单位，此时的衰减系数定义为： 弘( 2 0 1 0 9 l 。鲁m ( 删册) ( 2 2 0 ) 研究和测量表明，在超声医学成像使用的频率范围内，大多数组织的衰减 系数和频率成正比，即式2 1 8 中的，7 为1 。这样盯。就被描述为d b ( 州z c m ) 。 2 3 超声探头的特性f l o 2 8 姗 现代超声诊断仪的超声探头基本都由多个连续的阵元组成，它们被线性地 安装在平面或者凸面上。超声探头的特性参数很多，对本论文设计最重要的是 探头的指向性，它是探头实现超声波声场聚焦和波束合成的前提。探头指向性 的分析可以分为两步：l 、分析阵元的特性；2 、分析阵元排列组合后的特性。 2 3 1 连续有限孔径的指向性 对于具有一定孔径o 的一维连续振源，方向与x 轴一致，其坐标原点在阵 ，、 7 、 。 厂、八证 图2 2 有限孔径及其对连续波的响应 元中间，如图 2 2 。我们可 以将该线性 振源看成是 由多个半径 为r ( r 很，j 、 的振子组成 。 由于各个子 波的迭加结 果，在声场区 域就有指向 性。 其指向性特征可以用波数矢量表示的孔径平滑函数( a p e r t u r es m o o t h i n g f u n c t i o n ，a s f ) ，或者以角度表示的指向性函数表示。对于有限孔径可以有以 下的a s f ： 东南大学硕士学位论文 s i n 竺 矽( f ) = 1 ( 2 2 1 ) 2 将其用角度表示可以转换为指向性函数： 女。= 一后s i n 妒 ( 2 2 2 ) 同时将七：三三代入，( 2 2 1 ) 式转换为： 形( 之业) 圳( 妒) ：a 型孥粤盟 ( 2 2 3 ) 万s m 口 这里d ，：导为归一化孔径。矿，是周期为，r 函数，只取一个周期 一万2 妒石2 。图2 3 是2 2 3 式在一个周期一万2 庐石2 中的函数图。当 d s i n 一为一个整数的时候，指向性函数值为零，第一个零值出现的角度值为： 办= a r c s i n 吉 ( 2 2 4 ) 这说明孔径越大，主瓣越窄。 2 3 2 阵元阵列的指向性 对于离散多阵元陈列 探头的a s f 可以用下面的 式子描述： s i n 巡 矿( 膏) 2 青( 2 2 5 ) s l n 一 2 式中d 是两个相邻阵元之 间的间距，m 是阵元的个数， 七是沿x 轴方向的波数矢 量。一个具有1 0 个阵元阵 列的a s f 如图2 4 、 1。 、d 1 f 八 厂、 d 一一。 if 一、 一 。im 图2 3 连续有限孔径的指向性函数图 第二章数字波束形成 。”、一 烈跳、 图2 4 全方位阵元阵列的孔径平滑函数 同样我们也可以得到它的指向性函数： c 兰竽m w ) = a 专筹篡署 亿z e ， 这里：生。 五 2 4 波束形成技术 在超声成像系统中，延时一求和( 时间域) 聚焦被广泛的使用。通过收集 发射聚焦波束从同一方向上的各个探查点反射到各个阵元回声信号的同相位 置信息，而形成接收的波束信息( 扫描线) ，称为波束形成。这样通过多次波 束形成( 扫描) ，可以获得探查区域的信息，同时通过在相邻扫描线间插值， 使得波束问的间隙被填充，就可以得到探查区域的较完整的信息。波束形成的 理论依据为式2 3 l 。 2 4 1 波束形成技术发展 1 、固定焦点波束形成技术 这种发式在最初的超声成像系统 中应用，它没有电子聚焦和延时，靠 探头固有的焦点进行发射和接收时的 聚焦。为了扫查一定的区域，需要手 动或机械的方式来控制探头移动，而 形成二维的图像。 2 、多焦点波束形成技术 多阵元探头的使用，使得在一条 扫描线上有多个焦点成为可能。通过 切换在接收回声信号的延时线，可以 图2 7 固定焦点接收回波信号( 左) 多焦点接收回波信号( 右) 三一。二( ( 三蚤 东南大学硕士学位论文 形成多个焦点。但是在切换延迟线的时候会增加额外的噪声，必须用特殊的方 法将其除去，才不至于影响图像的质量。图像的分辨力在焦点附近得到了很好 的提高，但是离开焦点越远分辨力就下降，所以焦点的分布应该尽量接近，以 提高分辨力。固定焦点和多焦点波束形成示意图如图2 7 所示。 3 、动态聚焦 数字延迟线 的引入使得能够在 每个采样周期都改 变焦距。因此，对 于要形成波束的各 个采样点的时间误 差是士1 个时钟周 期，对于要实现更 高精度的延时，可 以使用小数阶滤波 器。对于有计算能 力的波束形成器， 图2 8 数字波束形成器结构框图 线性插值也可以实现两个采样点之间的更精细延时。数字波束形成器的原理结 构如图2 8 所示。 每个阵元的回声信号均被放大，包括时间增益补偿( t i i i i e g a i n c o m p e n s a t i o n ，t g c ) ，t g c 主要是为了补偿超声波在组织中传播随时间而衰减。 可变延时单元和延时控制使得能够实现士1 个采样时钟周期的延时精度。在各路 信号通过孔径变迹后，来之同一点的同相位的信号被相加形成一条扫描线。 在上面的叙述中，我们只讨论发射时只有一个固定焦点的情况。 2 4 2 相控阵探头发射聚焦和扫描 图2 9 线阵探头电子聚集示意 对于线阵探头，当对每一个振元施加一定的 延时激励时，可以实现发射的波束聚集。发射聚 焦如图2 9 所示。 对于图2 9 中的阵元，要实现电子聚集各个 阵元的发射顺序为：第1 号和第8 号阵元首先被 激励产生超声发射；再经延时后，第2 号和第 6 号阵元被激励发射；再分别经延时 、矗后，3 、 6 号和4 、5 号振元被先后激励发射。显然，利用 这种延时发射方式，可以在阵前区域某处出现一 母忸 和、lllill_ 一小灿拶 撇巷 一尹一 回偿叫l 耕芦 张t 1 陕 嘴几出u探 第二章数字波束形成 燮豢薹扩需 照这种方式，我们也可以实现 l iii ili il1 产 更多阵元探头的发射聚焦。 i iil il1 1 1 l | l 黧翟熹蒸静兰鬻竺 ：4 土 离为d ，偏转角为口时，如图 督一、v 蕉三需：匈藤丽 ，：塑业( 2 2 9 ) 岢卜一f 抖、 综合匕两种情况，对于具有l ll 卅 | | j 、- 2 4 3 超声回声信号聚焦原理 通常聚焦是指在信号处理过程中，对不同的阵元的回声信号施以一定的延 时，从而得到同一点反射的回声信号，以便对这一点的回声信号作联合处理。 聚焦信号可以由各个阵元信号通过一定的法则联合得到： y ( ，) = q 五。一f ( ，) ) ( 2 3 1 ) ，- l 东南大学硕士学位论文 在这个表达式中，n 是阵元的总数；是阵元接收到的回声信号：f 是回声波 前到达第i 个阵元的时间；q 是幅度变迹系 数( 加权值) ，其作用是抑制旁瓣，得到方 向性较好的主瓣，以提高图像的侧向分辨 率。f 可以用下面的等式计算得到： t ( ，) ：j 型! 腿 ( 2 3 2 ) c 这里i 是焦点到发射阵元中心的距离，t 是 回声信号到接收阵元的距离( 见图2 1 1 ) 。 对于坐标系的规定，一般来说，x 轴沿 阵元陈列的方向( 在这里我们只讨论一维探 头) ，而z 轴代表深度，y 轴垂直于x z 平 面，作为二维阵列的拓展方向。为了研究的 方向，大都将坐标原点设置在发射阵列的中 心位置。 2 4 4 动态聚焦所需的存储单元 亨f 图2 1 l 聚集几何图 动态聚焦的实现依赖于数字储存单元的使用。动态聚焦要求在每个采样周 期有一个新的焦点，对于每一个新的焦点所有参与波束形成的阵元都需要新的 延时量。如果成像的深度4 = 1 5 c m ，采样频率正= 4 0 m h z ，超声波在人体中的平 均声速c = 1 5 4o l r i s ，那么所需要的延时量数据是： m ：至丝：7 7 9 2( 2 3 3 ) c 对于具有n 个阵元的探头，和在一幅图像中包含有m 条扫描线的情况，那 么一帧图像所需要的延时量数据大小： ，：朋燮( 2 3 4 ) 。 c 对于一个典型的现代超声成像仪中n = 6 4 ，m = 8 0 ，* 4 0 1 0 6 。根据超声成像 系统扫描线产生的方式，可以有不同的方式来减少延时量数据，而达到减少存 储单元的目的。 在相控阵扇扫超声成像系统中，由于对称性，波束合成过程中的延时量数 据可以减少一半。 x 第二章数字波束形成 在线扫超声成像系统中，形成每一条扫描线的过程都一样，只是阵元在不 同扫描线形成过程中被连接到不同的通道，这样延时量数据可以减少到原 来的1 n ，线阵和相控阵扫描方式如图1 5 所示。 ，= 所半 ( 2 3 5 ) 2 4 5 数字波束形成方法比较 l 、经典数字波束形成技术嵋7 “删 对式( 2 3 1 ) 中的，和分别对时间量化，则式( 2 3 1 ) 可以表示为： 一l y ( 隅) = 毛( 隅一五) h 种 ( 2 3 6 ) 其中e ( = l 互) 和r ( = l 写) 分别为波束合成的输入和输出采样频率。忆是一 整数，且有0 7 ；2 鸩五0 + 五，2 ，鸩r 给出了0 延时量的离散近似值，巧 的选择要求保证近似的数字延时有足够的精度，矗应满足采样定理，且要保证 能够不失真的完成波形的重建。 图2 1 2 数字波束合成原理 图2 1 2 为对应于( 2 3 6 ) 式得 数字波束合成器的原理图。为 了得到合成波束j ，( k 瓦) 。对各 ，叽 阵元接收的回波信号以只采 阵元接收的回波信号以只采 样率高速采样，加权存于缓冲 存储器中，待合成j ，( 船；) 所需 的所有样本点都采样完毕后， 通过寻址电路，找出n 个振元 通道采集的相同相位数据点 ( k 瓦一 0 夏) 的值，求和得到y ( k 瓦) 。这就是数字超声波波束合成技术的基 本原理。实现的关键是寻址相同相位的数据点，它涉及到延时参量的计算。 2 、基于d e l t a s i g m aa d c 的过采样波束合成技术帆”。“” 州 东南大学硕士学位论文 誊薰曩筹善雏张誊攀蓦臆。量童 装磊鑫删书rli：f；l|”i：；i|l：|；：；l：；：ji搿il八孙谢；l；：i：!_o 信号输州7 么二二( ，一i i “i o i l ；| | ：| | ：l ：i ；：i ；：l ：| jv 1 苹。 一l j ，( 砜) = ( ，) 唧一( k 瓦一o ) 】 ( 2 3 8 ) 月i i 这里万( f ) 为理想采样函数，从2 3 5 式可以看出：在该数字波束合成方法中， 把对回声信号的延时操作转变成了对a d c 采样时间的控制。采用该方法使得波 束合成过程中对回波信号的每一个采样点都为合成波束所需的同相位数据点。 通过对采样时钟、缓冲存储器写时序及存储器写地址计数器计数时钟的配合， 可以实现高速r a m 芯片无冗余数据的缓冲存储器阵，大大降低了超声波束合成 第二章数字波束形成 器的硬件复杂程度和成本。该方法的缺点是不同的a d c 对采样信号的建立和采 样响应是不同的，即使是同型号的同一批a d c 。且到达a d c 的采样时钟的路径 差异也引入了不同的延时使得采样实际不准确。 4 、频域方法的数字合成技术2 ” 对等式2 3 1 作x ( ，一f ) 寸( ) 一埘的傅立叶变换，这里x ( 回是x ( ，) 的傅立 叶变换，f 是相应的延时量。则等式2 3 l 可以转化为 必 歹( ，) = 芝：i ( f ) p 巾7 ( 2 3 9 ) 石 这就是能在频域实现波束形成的理论基础。采用该方法采用和存储过程与经典 波束合成方法一样，只是在后续的合成波束的过程采用频域的方法，涉及复数 的四则运算，运算过程较为复杂。 在上面的4 种波束合成方法中，前面3 种都是时域的方法，最后一种是在 频域中实现的。考虑实行的复杂度和适应论文设计的要求，选择经典波束合成 方法。在经典波束合成方法中关键是延时量的设计，采用预先计算的延时量， 将消耗大量的存储单元，这要应用于一个嵌入式系统中，是不经济的。关于如 何进一步的减少波束形成过程中延时量 所需存储单元的数量，已有很多相关的文 献 7 、8 、1 0 、1 1 中均提出了用实时计算 延时量参数的方法。本文参考 8 文献介 绍的实时计算的方法，在下一节中介绍。 2 4 6 延时量计算嘲 图2 1 4 显示了相控阵动态聚焦过 程中各个阵元延时量发生的几何原理图。 当聚焦的超声波以一个方向角0 发射进 入人体组织，回声信号从接受聚焦焦点p 反射转播到探头。从焦点p 到原点的距离 毒 雾 一工 p j ! j 7 “t ) r ( ，) = ，c o ，2 ( c 0 为波速) ，与到距离探 头中心x 处的声程差： 图2 1 4 延时产生几何图 ，( f ) = 护西万可i 五瓦了一，( f ) ( 2 4 0 ) 这即产生了一个延时量，( f ) ，波束合成器就是要补偿各个阵元的延时量。 为了 十算延时量，假设波束合成器焦点更新的时间为t u ，那么2 4 0 的离 1 9 东南大学硕士学位论文 散形式为： ，( 一毛) = r 2 ( 疗瓦) + 2 ，( 盯l ) 工s i n 口+ 工2 一r ( 疗瓦) ( 2 4 1 ) 进一步由于焦点p 沿扫描线每一时间周期t u 移动的距离d = 吒l 2 。为了减 少运算的复杂度，将2 4 1 式平方，且用d 来量化，则有： 疗2 + 2 七( 盯) 疗+ 七2 ( 疗) = 疗2 + 口疗+ ( 2 4 2 ) 丽一而广一 上式中，门= ，( 疗瓦) d 为正整数序列( 1 ，2 ，3 ) ，j i ( 疗) = ，( 疗瓦) d 是以一定 的运算法则整数化序列，初始值女( o ) = l j c d j ，【j 表示取整运算。常数 口= 2 j s i n 口d 和= x 2 d 2 对于每一条扫描线是预先算出的。a 和b 的迭代法 则如下： 爿( ”+ 1 ) = 彳( 疗) + 2 玎+ 2 七( 胛) + l 一( o ) = 七2 ( 0 ) 。( ” ( 2 4 3 ) 占( 玎+ 1 ) = 口( 片) + 2 翌! g ”b ( o ) = 6 ( h ) 口( n ) 和6 ( 聆) 的迭代运算： ? 竹+ ? = ? ，| + ：口( o ) = 2 七( o ) + 1 ( 2 4 4 ) 6 ( 月+ 1 ) = 6 ( 甩) + 2 。占( 0 ) = i 口+ l 。 t ( n ) 的增减是比较式子( 2 4 2 ) 中a 和b 的值来决定的，当 大于b 时，根据 运算法则七( 胛) 应该减l ，而爿+ 1 ) = 彳( 疗) ，口q + 1 ) = 口( 甩) 。在具体实现的时候， 初始值在n = 0 时被装载到寄存器中。 2 4 7 数字延时线 对于波束合成中的数字延时线，根据本系统的设计要求，我们设计了环行 数字延时线，如图2 1 2 所示。 环行数字延时线包含存储单元数是根据探头最边沿两个阵元在扫描中的 最大延时量计算得到的，其结构为双端口r a m 。采样开始，1 6 路采样数据被写 入到各自的环行延时线中，第一个数据从s t a r t 单元处写入，同时w r i t ep o i n t 加1 ，因此第二个数据将被写入接下来的存储单元中，这样依次操作，当写到 最后一个单元，即e n d 处时，w r i t ep o i n t 加l 回到s t a r t 处。可以想象被写 入到各自环行延时线中相同地址单元的数据，并非来自扫描线上同一点的回声 信号，要经过若干个采用时钟周期，扫描线上的同一点的回声信号才都被采样 第二章数字波束形成 写入到延时线中，因此需要根据各个通道延时 量的值来读取相应单元中的数据作波束合成。 应用该方法可以实现2 0 n s 的延时( 对于5 0 m 的 采样时钟) ，如果要实现更小的延时，需要采 用插值的方法2 “。 2 4 8 合成孔径和动态变迹n 7 瑚洲 合成孔径聚焦技术( s y n t h e t i ca p e r t u r e f o c u s i n gt e c h n i q u 8 ，s a f t ) 是数字成像处理 图2 1 2 环行数字延时线 中用于大幅提高图像空间分辨率的一种有效 手段，其基本思想产生于雷达成像领域。现已经引入到b 型超声成像系统中。 超声成像系统的轴向分辨率由超声波束的宽度和超声频率所决定，频率越 高，波长越短，其时间分辨率越高：超声波束越窄，其图像的侧向分辨率就越 高。超声波束的宽度6 与声波波长且、焦距，以及探头尺寸d 之间的关系为： 伊1 0 3 a 口 ( 2 4 5 ) 从式2 4 5 可以看出频率越高、探头的孔径越大，图像的分辨率就越高。 合成孔径分合成孔径聚焦技术( s a 阿) 、合成发射孔径( s t a ) 、合成接 收孔径( s r a ) 和编码多阵元合成孔径( e m e s t a ) 等技术。 s a f t 是经典的合成孔径方法，原理同合成孔径雷达( s a r ) 成像方法相同， 单阵元发射单阵元接收。其优点是图像的侧向分辨率可以得到很大的提高，其 发射与接收电路很简单，但是需要将n m 次接收的回波信号存储起来；图像 重建的算法复杂，实时性差；系统成像帧率不高，由于组织的运动，会形成伪 像，降低图像的质量；同时单阵元发射与接收限制了回波的s n r ，噪声很大。 在金属超声波无损探伤等实时性要求不高的场合中可采用这种成像方式。 s t a 聚焦是s a f t 的一种改