（生物医学工程专业论文）合成接收孔径超声成像前端系统设计及实现.pdf

塑垩盔兰堡：生兰笪笙苎 一一一 a b s t r a c t t h es y n t h e t i c a p e r t u r e f o c u ss o u n d i m a g i n g w a sd e v e l o p e ds i n c e19 7 0 s y n t h e t i ca p e r t u r ef o c u s i n gt e c h n i q u e ( s a f t ) i st h e c l a s s i c a l s y n t h e t i ca p e r t u r e m e t h o d ，w h e r ee a c ht i m eo n l yas i n g l ee l e m e n ti su s e d f o rt r a n s m i s s i o na n d r e c e p t i o n b u tt h e i m a g i n gr e c o n s t r u c t i v ep r o c e s s t a k e st o ol o n gt ob ea p p l i e di np r a c t i c a l a p p l i c a t i o n ss u c ha sm e d i c a ln o n d e s t r u c t i v et e s t i n g i no r d e rt o i n c r e a s ef r a m er a t e a n dl a t e r a lr e s o l u t i o na n dr e d u c et h ec o s ta n dc o m p l e x i t yo ft h ei m a g i n gs y s t e m s ， s y n t h e t i c r e c e i v e a p e r t u r e ( s r a ) i m a g i n g w a s p r o p o s e d i nt h i sp r o j e c t ，w ed e s i g n e dd i g i t i z e df r o m - e n da n dd i g i t a lb e a m f o r m e rb a s e do n t h es t u d yo fr e a lt i m es r a i m a g i n gs y s t e m ap r o t o t y p eo fd i g i t a lb m o d eu l t r a s o u n d s p a i m a g i n gs y s t e mh a sb e e ni m p l e m e n t e ds u c c e s s f u l l y t h er e a lt i m es r a i m a g i n gf r o n t - e n ds y s t e mi n c l u d i n gh a r d w a r ea n ds o f t w a r e d e s i g nw a sd e s c r i b e di nt h i sp a p e r i no r d e rn o tt od e c r e a s et h ef r a l t l er a t e ，t h er e c e i v e a p e r t u r ew a sd i v i d e dt w or e c e i v es u b a p e r t u r e w eh a v ec o n s t r u c t e dad i g i t a lb e a m f o r m e rb yu t i l i z i n gf p g at or e a l i z et h ed y n a m i cf o c u s i n ga n dd y n a m i ca p o d i z a t i o n t h i s p a p e rp r e s e n t st h ee x p e r i m e n t r e s u l t so b t a i n e df r o mt h es r a s y s t e m t h ee x p e r i m e n tr e s u l ts h o w st h a tt h es y s t e mc a ni m p r o v et h el a t e r a lr e s o l u t i o n a n dt h ef r a m e r a t ei sa c c e p t e di nr e a lt i m ei m a g i n gs y s t e m t h ea p p l i c a t i o no ft h i s s y s t e mc a n n o tb eu n d e r - e s t i m a t e d k e y w o r d ：u l t r a s o u n di m a g i n g ，s y n t h e t i cr e c e i v ea p e r t u r e ，d i g i t a lb e a m f o r m e r ，l a t e r a l r e s o l u t i o n 3 - 浙江犬学硕士学位论文 第一章课题背景与研究现状 1 1 超声诊断技术及设备的发展与方向 近一、= 十年来，由于高科技迅速向医学领域渗透，医疗设备获得了飞跃的 发展。超声诊断技术，是以超声波为信息载体，用以探查与提取人体的生理或诊 断信息，它具有安全、无痛、适用面广、直观、可重复检查、操作方便、价廉及 对软组织鉴别力强等一系列优点，在当前的医学四大影像诊断技术中，已占有非 常重要的地位，被广泛用于临床诊断、计划生育及康复保健等领域。超声诊断设 备已成为一种普及的常规诊断设备。 a 型超声诊断仪的出现至今已有5 0 余年。半个世纪以来，超声诊断仪又先 后增加了m 型、b 型、d 型、c f m 型、c 型和3 d 型系统。类型丰富的超声诊断仪， 在临床的应用范围日益广泛，普及程度已超过x 线装置。 从a 型、m 型发展到b 型，有近2 0 年的历程，而b 型的出现至今也有3 0 年。 b 超现今已成为超声诊断的最基本技术。3 0 年来已经历了模拟、模拟数字混合 和全数字技术三个台阶。上个世纪9 0 年代，由于超高密度( 1 9 2 ，2 5 6 阵元) 、 超宽频( 5 m h z 以上) 探头的发展，采用现代计算机技术和图像处理技术，已能 形成高质量的声束( 分辨率极高) 获取超宽频信号和细微变化的信息。高质量的 图像( 信息量丰富而真实) 不仅提供了高的空间分辨率和对比分辨率，而且提高 了十分重要的组织鉴别力，有力地增强了超声临床诊断效果。c 型很早已出现， 但直到上个世纪8 0 年代和三维( 3 d ) 超声结合在一起才引起临床的重视。它们 向医生提供了更丰富更详尽的解剖信息1 2 训。 多普勒技术从另一个方面引起医生的兴趣，它提供了人体的血流及其动力学 信息，特别在上个世纪8 0 年代和b 型结合在一起组成双功系统，同时提供解剖 学和血流动力学信息，有力地促进了超声诊断技术的发展。2 0 世纪8 0 年代后期 出现的c f m ( 彩色血流图) 使双功系统更为完善【3 枷。 浙江大学硕：学位论文 1 2 合成孔径超声成像研究现状 合成孔径超声成像是自7 0 年代发展起来的一种技术，它是由合成孔径雷达 技术( s a r ) 发展来的，由工作过程来看，可以分为数据采集，存贮，以及数据处 理，图像重建。与用接收到的回波信号直接生成图像的技术比较起来要复杂得多， 得到的好处是可以应用小尺度换能器及比较低的工作频率，来获得方位向的高分 辨率；可以在近场区( 菲涅尔区) 工作；在图像重建过程中，易于应用各种图像处 理技术，用于不同成像对像，以提高图像清晰度及信噪比f 钳】。 合成孔径超声成像的技术内容非常的丰富，可分为合成孔径聚焦技术 ( s y n t h e t i ca p e r t u r ef o c u st e c h n i q u e ，s a f t ) 、合成发射孔径( s y n t h e t i ct r a n s m i t a p e r t u r e ，s t a ) 、合成接收孔径( s y n t h e t i cr e c e i v ea p m u r e ，s r a ) 、编码合成发射 孔径( e n c o d em u l t i - e l e m e n ts y n t h e t i ct r a n s m i ta p e r t u r e ，e m e s t a ) 以及利用合成 孔径进行三维成像、彩色血流成像等其他技术。其中s a f t 是仿照雷达系统的合 成孔径原理应用到超声成像中，其他成像技术是在s a f t 基础上发展起来的【3 9 】。 ( 1 ) 合成孔径聚焦技术( s a f t ) 合成孔径聚焦技术是经典的成像技术，在超声探测中应用的范围主要在金属 探伤等静止物体的内部成像上 9 1 ，对于运动物体的成像，由于成像算法的复杂和 实现的非实时性“”，很少见到国内外基于此原理的产品出现。 s a f t 成像方式与s a r 类似，探头为单晶探头，接收通道和发射通道只有一 个。成像方式为单阵元发射单阵元接收，通过阵元的移动获得不同位置的回波信 号，获得回波信号将存储以便进行数据处理和图像熏建。 针对阵列信号成像的低分辨率以及实现的高复杂性与系统的高成本，s a f t 的出现有利于成像系统实现的高分辨率和低成本，达到很高的性价比。但是其缺 点是不能实时成像，帧率下降明显；且需要存储大量的射频数据，需要较多的存 储空间；同时，单阵元发射超声脉冲波，使得回波信号的信嗓比很低，使图像的 对比分辨率降低。 ( 2 ) 合成发射孔径成像( s t a ) s t a 是改进的s a f t 成像方法，通过单阵元发射，多阵元接收实现的发射聚 浙江大学硕士学位论文 焦。其成像的优点在于相对于s a f t 而言，只需要存储n 个回波数据，成像的帧 率提高了m 倍，实现了发射的动态聚焦，可提高图像的分辨率。同时发射电路简 化，即发射通道只有一个，但是接收通道的数目与接收孔径的大小相同【1 7 - 2 3 。 与s a f t 相同，s t a 的成像对于组织运动很敏感，对于运动组织成像伪像较 大；s t a 现在大多用于腔内或者血管内成像( i v u s ：i n t r a v a s c u l a ru l t r a s o u n d i m a g i n g ) 1 7 1 1 2 0 - 2 1 1 。 ( 3 ) 合成接收孔径成像 s p a 成像相对于s t a 来讲，其合成的孑l 径由发射孔径变为接收孔径，其理论 基础是以相干叠加为基础的波束合成技术。s p a 的成像方法就是将接收孔径分为 多个接收子孔径，发射的次数为接收子孔径的数目，每次只有一个子孔径接收 2 4 1 。子孔径接收的回波数据存储后可完成接收的动态聚焦和波束合成，获得一 条扫描线的数据。 s p a 的优点在于可减少接收通道数目，降低系统成本 2 5 - 2 7 1 。同时合理选择接 收子孔径的数目，可兼顾系统图像分辨率和系统帧率，使其达到较高的信价比。 同时，s p a 的帧率相比正常成像仍然下降，对于运动组织成像仍存在伪像2 8 1 。 ( 4 ) 其他合成孔径技术 超声图像的三维成像是近几年研究的热点，利用合成孔径成像可以对二维的 超声图像进行三维成像。在a c u s o n 公司2 0 0 0 年的一个专利1 3 嘲中，提出一种用 一维探头进行三维成像的方法，在探头的切向采用合成孔径实现切向聚焦。用线 阵或者凸阵得到一系列相互平行的二维图像，这些二维图像在相同轴线位置进行 合成孔径成像。 脉冲多普勒血流成像采用发射多次脉冲波，从接收的回波信号中获取多普勒 频移，从而得到血流的速度信息。这与合成孔径聚焦技术在成像方式上非常的接 近，s i n i k o l o v 与j a j e n s e i l 【3 2 矧等人采用合成孔径聚焦技术对血流成像，在 s a f t 存储的回波信号中，为消除图像中运动组织及其它因素造成的伪像，需要 进行相位校正或运动补偿，其采用的算法可以为自相关算法【4 7 1 ，而在血流成像 中同样需要自相关算法对回波信号中的多普勒频移进行频谱分析，以便得出血流 中的速度与方向信息。因此，可以利用合成孔径聚焦技术，获得高分辨率图像的 浙江大学硕士学位论文 同时，得到血流的速度信息。 1 3 课题的提出与任务 b 型超声是医学影像技术中一个重要的组成部份，以其独特的优点在医学影 像诊断应用中取得了越来越重要的作用，世界各大医疗仪器公司无不涉足b 超这 一领域。 b 超种类繁多，技术复杂，从所采用的关键技术上可分为模拟式和数字式， 而数字化技术在近几年发展迅猛，在一定程度上代表了今后超声诊断设备的发展 趋势，这也是由整个电子技术领域的发展趋势所决定的。从总体趋势来看，无论 哪种b 超，其图像质量都越来越高。 将合成孔径应用到b 超中，将使系统向着小型化、便携式方向发展，使制造 成本下降，可以在大中小医院中装备，医生也可以携带在野外对病人进行诊断。 虽然合成孔径成像对于运动组织的成像有一定的局限性，但是对于除心脏以外的 大部分组织成像都是适用的，临床上的应用具有广阔的前景。 本课题将完成合成接收孔径超声成像在全数字b 超中的设计与试验。合成接 收孔径的设计主要工作在于系统前端的设计，需要完成全数字式的实时发射聚 焦、接收实时动态聚焦、子孔径切换、回波存储和数字波束合成，其中将运用动 态电子聚焦、动态变迹和动态孔径等数字控制技术。 浙江人学坝l 学位论文 第二章合成孔径与脉冲回波成像简介 超声诊断设备所使用的信息提取与检测方法较多，目前绝大多数实用的超声 诊断设备是以超声脉冲回声技术为工作基础。由于合成接收孔径成像是在脉冲回 波成像基础上实现的，本章将讲述脉冲回波成像系统的基本结构，以及实现的几 项关键技术【1 1 1 9 1 。 2 1 超声脉冲回波成像工作原理 脉冲回波成像的工作原理就是利用超声换能器向人体内部发射超声脉冲，遇 到组织器官界面是将产生反射脉冲信号，即脉冲回声信号，检测这些回声信号， 就能对此组织器官进行定位，并检测组织的特性f 1 1 。 脉冲回波法超声诊断系统的实际工作的主要部件如图2 1 所示： 翻2 - 1 脉冲凹渡法超声诊断系统原理框图 由时序电路发出的触发脉冲使发射电路产生一个窄脉冲，其脉冲宽度通常是 换能器工作频率的倒数的一半左右，即 1 h 2 隶 (2-i) 其中：为发射脉冲的宽度，五为换能器的工作频率。 换能器受到脉宽为r o 的电冲击之后，由其逆电压效应而产生衰减的超声波。 换能器中带负载的压电振子等效为一个低q 回路，因此通常只有几个振荡周期 就使幅度衰减到2 0 d b 以下。下一个发射脉冲将在数百微秒以后才到来，其时间 浙江大学硕士学位论文 间隔将不少于超声达到最大探测深度所需时间的两倍，即 ，p t = ：坐( 2 - 2 ) f 其中：t 为最小允许的发射脉冲周期，r 。为最大探测深度，c 是超声在人 体内的传播速度。 超声在人体组织中的平均传播速度为1 5 4 0 m s ，这相当于l c m 深度来回传播 所需时间为1 2 9 9 u s 。最大的探测深度为2 0 c m 时，t 应大于2 6 0 u s 。 在脉冲回波法超声诊断设备中，超声波的发射与接收是共用一个换能器的， 所以收、发电路互相连在一起的。为了避免高压发射脉冲击坏接收放大器，所以 接收放大器前面必须插入接收隔离电路。对此电路的基本要求是阻止高压脉冲进 入放大器，而接收的回波信号都能无损好的传送到放大器去。 从发射脉冲结束到2 心。c 期间是接收放大器的有效工作时问，从不同深度 处的反射界面所反射回来的超声波经压电振子的压电效应变换为电信号，这些代 表不同深度反射的电信号将按先后次序进入放大器。放大器具有足够的放大量， 能将比较微弱的反射信号放大到数百毫伏以上，甚至几伏特。此信号经过检波， 就可得到代表反射界面的深度( 距发射脉冲的时间间隔) 和特性( 反射强度及厚 度) 的电信号。 s t c ( e p 灵敏度时间补偿，s e n s i t i v i t yt i m ec o m p e n s a t i o n ) 或t g c ( 即时间增 益控制，t i m eg a i nc o n t r 0 1 ) 用来控制接收放大器的放大倍数，以便补偿超声在 人体传播过程中的衰减，是从近场与远场反射回来的回波信号幅度基本上只与反 射或散射系数成比例，而与反射或散射源所处的位置无关。 检波后的信号做一定的信号处理与视频放大后可按一定的方式显示在显示 器上，脉冲回波法超声法诊断仪的主要显示方法分为a 、b 、m 型三种。据此， 有经验的医生就能方便的作出病情诊断。 医学超声诊断仪的分辨率于诊断效果密切相关，是衡量医学仪器性能的主要 指标。下面主要解释一下轴向分辨率和侧向分辨率。 ( 1 ) 轴向分辨率 轴向分辨率通常也称为纵向、距离或深度分辨率，是超声波在其传播轴 向上的识别能力。它可用在轴向上可以识别的两个靶点或者界面之间的最小距离 浙江大学硕士学位论文 r 来定义。 对于超声脉冲回波系统，在声束轴线上可以识别的最小距离a r 将与超声脉 冲的有小麦款有关，即轴向分辨率r 咀为 r 。= 出= c t 2 ( 2 - 3 ) t 为脉冲回波系统的有效脉宽即脉冲持续时间，c 为超声波在人体中的传播 速度。 ( 2 ) 侧向分辨率 侧向分辨率又称为横向分辨率，它是脉冲超声波书可以测量出横向上两个靶 点或界面之间的最小宽度，即横向分辨率r 。为： ro=aw(2-4) 图2 - 2 声柬宽度对于侧向分辨率的影响 w 为超声波束的有效宽度，图2 2 为声束宽度对于侧向分辨率的影响。分 别为声柬小于、等于和大于靶距三种情况下的分辨情况。波束的有效宽度为半功 率波束角与轴向距离的乘积。 2 2b 型越声成像中的声束扫查与聚焦技术 2 2 1 电子聚焦与动态聚焦 超声探头用声束的宽度来表示收发方向性的好坏，声柬的宽度是指声轴两侧 半最大功率点之间的距离。对于阵列探头，声束位于阵列中心并垂直于阵列方向， 声柬的宽度首先取决于阵元数，阵元数越多，则声束越细。聚焦可以让声束变得 更细，声束的聚焦称之为电子聚焦【1 】【9 j 。 声束的聚焦是通过控制通道的电子延时实现的。适当的安排各通道的发射延 浙江大学硕士学位论文 时与接收延时可实现声柬的发射聚焦与接收聚焦。例如一个具有1 2 8 阵元、3 2 通道的系统，其发射聚焦的焦点可以通过对每个通道的不同延时实现，如2 3 ( a ) 所示。为简单起见，图中只画出了5 个阵元。设阵元中心间距为d ，换能器孔径 为d ，聚焦点远离换能器表面距离，即聚焦焦距为f o 传播媒质中声速为c ，则 在发射聚焦时，采用延迟顺序激励阵元的方法，使各阵元按设计的延时依次先后 发射声波，在媒质内合成波阵面为凹球面，在焦点处同相叠加增强，而在焦点以 外异相叠加减弱，甚至抵消。延时时间可由几何光学的原理计算得出，假设在传 播媒质中，声速恒为c ，为使各阵元发射声波在焦距为f 的焦点处聚焦，要求各 阵元激励脉冲或者接收回波信号的延时时间为： ( a ) ( b ) 圈2 - 3 线阵延时聚焦示意囤 f - f o 一【l + 粤) 2 】1 ，2 + ，。 ( 2 5 ) c， 其中t o 为中心阵元发射声波的时间，n 为阵元数。 在接收状态下，接收聚焦的焦点可以随着深度而改变，这样在接收的时候可 以有很多的焦点，提高图像的横向分辨率。成功的动态聚焦效果是能达到保持每 条扫描线上的所有点都在焦点上，这就要求控制系统能以l c m 1 3 u s 的速率沿扫 描线跟踪目标，以形成一个滑动的焦点。 2 2 2 电子扫描 扫描是b 型超声成像中应用到的一种技术。声束扫描提供了组织器官的方 位信号。在超声成像系统中，实现电子扫描与电子聚焦的这一部分电路称为波柬 浙江大学硕士学位论文 合成器。 探头的阵元数一般是通道数的2 到4 倍，假设阵元数是9 6 ，通道数是3 2 。 9 6 个阵元通过3 2 个三选一高压开关与3 2 个收发通道相连，参见图2 - 4 。如果阵 元按排列顺序依次编号为l 至9 6 ，那么1 、3 3 、6 5 号阵元与第一收发通道相连， 2 、3 4 、6 6 号阵元与第二收发通道相连，以此类推，3 2 、6 4 、9 6 号阵元与第3 2 收发通道相连。 l 3 3 6 5 2 3 4 6 6 3 2 6 4 9 6 图2 4 阵元与高压开关连接关系 探头阵元与收发通道的这样一种连接方式决定了参与发射和接收的阵元数 只有3 2 个，一般是相邻的3 2 阵元，通常称这组阵元为收发子阵，发射声束与接 收声柬位于子阵中心并垂直于子阵方向，参见图2 5 。如果收发子阵的阵元数用 n 表示，阵元间距用d 表示，称d = n x d 为收发孔径。当收发子阵从阵列探头的一 端移动到另一端时，实现了声束的电子扫描。如果收发子阵移动的步长等于阵元 间距，这种扫描称为整节距扫描。除了整节距扫描，还存在半节距扫描o “”。 口口 口口 口口 口口 图2 - 5 整节距扫描 口口 口口 口口 口口 浙江大学硕士学位论文 2 2 3 动态孔径与动态变迹 超声换能器形成的声柬是有方向性的，它向介质内辐射的能量不是四面八方 均匀的，而是在不同的方向有不同的强度。阵列探头的声束是多阵元声场相干叠 加的结果，等幅理想的相干叠加有一1 3 d b 的旁瓣，它会影响超声成像的质量。降 低旁瓣电平的方法是收发通道的幅度加权，又称为幅度变迹处理，可以看成是通 过旁瓣缩减来优化对比分辨率的一种空间滤波函数，一般是采用高斯型加权函 数： 2 _ 旦1 a ( n 1 = e l2 ”+ 1j 月m + 肘( 2 6 ) 式中一代表收发通道在收发子阵中的位置，2 m + 】为投入收发的阵元数，“为加 权控制参量。对于a = 1 的高斯加权，旁瓣抑制的程度理论上可以达到一6 0 d b ，而 实际的效果还要看延时精度的高低，当延时精度达到1 1 0 的载波周期时，旁瓣 可以抑制到- 4 0 d b 。图2 - 6 为变迹前后的对比波束图。 收发通道幅度加权的好处是抑制了旁瓣，坏处则是展宽了主瓣，而且影响探 测深度。加权控制参量a 可供权衡主瓣宽度、旁瓣电平、以及探测深度。对于接 收波束合成而言，理想的幅度加权应该是随接收深度的变化而动态地改变，即所 谓的动态变迹处理。在接收近场回声时，加权控制参量a 取1 ，随着接收深度的 增加，a 逐渐减小直至0 ，以此保证足够的穿透力和远场的分辨率“川。 3 l k , q g e t 黼l 童胃吣mb e m p o i n n 饼r e 佣o h 图2 - 6 变迹前后波束对比图 1 3o 浙江大学硕j j 学位论文 接收通道的幅度加权除了用来抑制旁瓣，还用于变孔径接收，或称之为动态 孔径接收。在接收伊始，只有位于接收子阵中心的少数通道贡献于波束合成，而 其它接收通道则处于关闭状态，关闭一个接收通道是通过设置零加权系数实现 的。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加大直 到所有接收通道都被打开。参见图2 7 。 2 3 合成孔径聚焦成像 图2 7 动态i l 径接收 合成孔径聚焦技术最早在雷达系统中应用。其基本原理是利用天线平台( 机 载雷达、卫星或者其他运动体上的雷达) 运动过程中，将每发射脉冲时的天线 位置视为阵列天线的单元阵子位置，将这些位置上不同时存在的单元振子组合起 来，形成一个等效的大孔径天线，从而得到很高的方向位分辨率1 6 】。 合成孔径聚焦技术( s a f t ) 在上个世纪7 0 年代开始应用于超声成像f 8 】，当 时数字技术的发展还不足以满足医学超声成像的要求，经过近几十年的图像的重 建算法的和硬件实现的方法的研究，以及大规模集成电路的飞速发展，合成孔径 成像已经在超声成像领域取得了较快的发展。由于合成孔径成像自身的特点，结 合超声成像的应用，合成孔径超声成像在金属探伤领域有比较广泛的应用。 2 3 1 合成孔径概念与原理 脉冲回波成像系统的轴向分辨率为声速与脉冲宽度的乘积的1 2 ，见式2 。3 ； 其横向的分辨率为半功率波束角与距离的乘积： 。= 尹。震 ( 2 7 ) 其中伊换能器即探头的半功率波束角，r 为轴向距离。妒的大小由换能器的指 浙江大学硕士学位论文 向特性所决定的，与其尺寸或者孔径的大小、以及发射、接收的声波的波长有关， 对于一个孔径为d 的换能器，工作在波长为 时，其半功率波束角为： p o 5 0 。8 4 云，舌“1 ( 2 - 8 ) 有( 3 - 2 ) 式可只要提高系统的横向分辨率，通常有两个途径：采用大的换能器； 或者应用更高的工作频率，以便得到更短的波长，但是即使如此，横向分辨率还 与目标点与换能器之间的距离有关，离得越远，分辨率越低。 而且超声波在人体中的衰减随着频率的升高而增加，其穿透的深度也随着降 低。高的横向分辨率与大的穿透深度是一对矛盾。此外，人体表面形状e e 较复杂， 不可能采用大孔径的探头。合成孔径可以解决以上矛盾，使横向分辨率得到提高。 假设采用具有n 个阵元间距为d 的线阵探头，线阵探头能够形成窄波束，具 有尖锐的指向特性这是由于各个阵元发射或接收的声波叠加，使得在某一个方 向的辐射能量最大，或接收灵敏度最高；而在其它的方向，总和辐射能量很小， 或接收灵敏度很低。 假设一单阵元探头，其水平孔径为d ，沿水平方向移动如图2 - 8 ，探头的半 功率点波束角为b 。= 0 8 4 d ，如果点目标p 到探头移动轨迹的垂直距离为 ，则阵元辐射声束在横向照射区域为o 8 4 r o d ，这也即为探头在a 与b 问移 动的距离，探头在a 位置时，固定点目标p 开始进入探头的照射区域，探头移至 位置b 时，p 已位于照射区域以外。当基元换能器位于a _ b 之外时，由于探头的 声波束照射不到p 点，故收不到p 点反射的回波信号。故最大合成孔径为： 工= 0 8 4 d r 。( 2 - 9 ) 在合成孔径中，它的各个阵元是依次顺序发射并接收。因此，各阵元间的相 位差是由发射到接收的“双程”距离差引起的，与实际同样尺寸的直线阵列形成 的“单程”指向特性相比，合成孔径各阵元间的相位差就大了一倍。因此，合成 孔径线阵的半功率波束角为： 浙江大学硕士学位论文 图2 - 8 合成孔径综合长度示意图 窿0 8 4 三：o 4 2 兰( 2 1 0 ) 2 三上 对于长度为最大孔径l 的合成孔径线阵，其半功率波束角为： b = o 4 2 导( 2 1 1 ) 将式( 坪) 代入式( ) - i p 可的： b ；j f _( 2 1 2 ) 2 民 对应合成孔径的横向分辨率为： p = b r o = ：d ( 2 1 3 ) 其中d 为阵元的孔径。 从上面可以看出： ( 1 ) 合成孔径线阵的横向分辨率是一个常数，与穿透深度无关； ( 2 ) 探头阵元的尺寸越小，即孔径d 越小，横向分辨率也就越高。 实际上式( 2 1 3 ) 是建立在菲涅尔近似或近轴近似的基础之上的，理论分析 表明，合成孔径线阵的极限方位分辨为x 4 ，x 是工作波长。实际上，由于种种 其它因素限制可达到的分辨率要比九4 差得多【7 】【9 】【柏】。 2 3 2 合成孔径的信号处理 假设阵元发射信号为： 式中，? 二信a e 号j , , a 幅度，。是信号( 载2 - 蠹1 4 孵) ，被点目标p 散射换能器收到的回波式中，a 是信号幅度，。是信号载蠹辔，被点目标p 散射换能器收到的回波 1 6 - 浙江大学硕士学位论文 信号为： s ，( f ) = k r a e ”。” ( 2 1 5 ) 式中，k ，为一常数，其值和点目标p 对入射声波的散射系数有关，一般为 复数，f 为回波滞后发射信号的时间： f = 2 r c( 2 一1 6 ) 回波信号为线性调频信号，对此信号进行波束压缩，在频域进行匹配滤波处 理，是输出得到最大的信噪比。匹配滤波器的幅频特性与输入信号的幅频特性应 一致，称之为模匹配条件，从物理上来看，模匹配条件要求，在输入信号幅度幅 度为零的频率，接收机的频响应为零，以便抑制在这个频率的噪声，使之不被送 至输出端在信号幅度高的频率范围内，接收机的频响也应高，从而有利于达到 最佳信噪比。 匹配滤波还应满足相位匹配条件。从物理上看，相位匹配条件要求输人信号 的所有频率分量在通过匹配滤波后，应得到程度不等的附加相移，以使得它们均 被校正到同相位。也就是说，使所有频率分量均在同一时刻同时出现在输出端， 因而使输出信噪比达到最大值。这对应脉冲回波系统中进行接收动态聚焦过程。 匹配滤波在时域中对应着对输入信号进行相关处理。假设输入信号为s j ( t ) ， 其频谱为s l ( u ) ，则其匹配滤波器的频晌为： 日) = j c 筇 ) p 1 嘶 ( 2 1 7 ) 将其进行傅立叶反变换，得到： ( ，) = k s , ( t o r ) ( 2 - 1 8 ) 上式表明，匹配滤波器的脉冲响应是输入信号的时间反演，但在时间轴上平 移了t o 并乘以增益常数k 。根据卷积定理，匹配滤波经过离散化处理以后，输出 信号变为： 2 母( 一) = s , ( k ) h ( n - k ) ( 2 一1 9 ) i - 一，2 可以看出离散化后的输出信号可以看作是对各个通道的输入信号进行了延 迟和加权，然后相加得到的。这与第二章中对多通道回波信号进行动态变迹和动 态滤波处理相对应f 6 】【7 】【4 0 】。 浙江大学硕 学位论文 2 4 合成接收孔径技术 可以看出，采用了合成孔径技术可以提高横向分辨率，但是对于医学超声成 像系统而言，被探测的目标是人体内部的组织器官，软组织对超声波的衰减是随 着频率的升高而升高，其回波的s n r 很差。提高超声波发射的功率可以解决这 个问题，但是出于安全的考虑，在医学超声成像系统中，发射的功率是一定的， 因此在合成孔径聚焦中回波信号的信噪比很差。 同时，人体组织器官是运动的，对于运动组织，合成孔径成像是具有伪像的。 由于组织器官的慢运动，回波信号的会具有一定的相位失真，使得到的图像会存 在一定程度上的伪像。 合成孔径在医学成像中还存在其他一些问题，如帧率太低，不能实时成像等， 不方便医生临床诊断。对以上存在的缺点，有人提出了合成发射孔径、合成接收 孔径等技术来弥补合成孔径的不足。 s r a 的成像方式是脉冲回波成像方式与合成孔径成像方式的一种折衷方法。 传统的脉冲回波成像系统因为受到探头尺寸和制造成本的制约，图像的横向分辨 率不高。提高横向分辨率有两种方法：提高发射频率或者增加探头的有效发射 接收孔径。在脉冲回波成像系统中提高发射频率在提高横向分辨率的同时会降低 系统的穿透深度；而通过增加探头的孔径会大大增加系统实现的复杂度，以及系 统实现成本，同时会降低系统的可靠性。而合成孔径成像是增加横向分辨率和降 低系统实现成本的一种有效方法，但是其缺点是回波的信噪比差、不能实时成像 以及对运动组织存在伪像的问题。s p a 将合成孔径的概念引入到脉冲回波系统 中，将接收孔径分为几个接收子孔径，实现了接收孔径的合成，是一种增加探头 接收孔径、提高成像横向分辨率的替代方法。 合成接收孔径是基于对回波信号进行相干叠加的基础之上的。根据前面分析 可知对于合成孔径的信号处理实际上也是一种相干叠加的处理方法，同时，增加 探头的孔径是提高系统横向分辨率的一种有效的途径。因此有人提出了合成接收 孔径的概念，即通过多次发射，每次只接收一部分，等到设置的发射次数结束以 后，将接收的信号进行合成得到全孔径的回波数据。即在发射状态下，系统是全 孔径发射，而在接收状态下是通过多个子孔径接收，最后通过对子孔径的回波信 浙江大学硕士学位论文 号进行处理可得到全孔径的回波信号1 2 。 假设发射孔径为d ，由n 个间距为d 的阵元组成，即d = n * d ，接收孔径和 发射孔径相同，孔径亦为d ，设定接收子孔径的大小为4 个阵元，即每次接收只 有四个阵元在工作。每次发射为全孔径发射，予孔径的回波数据经过聚焦和变迹 后存储，等到所有的子孑l 径都参与接收以后，将所有存储的数据读出，然后相加 便可得到全孔径接收的回波信号。成像方式见图2 9 ： s t e p 1 2 n 4 图2 - 9 合成接收孔径成像示意图 s r a 的优点在于可减少接收通道数目，降低系统成本f 2 5 。2 7 1 。同时合理选择接 收子孔径的数目，可兼顾系统图像分辨率和系统帧率，使其达到较高的信价比。 同时，s r a 的帧率相比正常成像仍然下降，对于运动组织成像仍存在伪像的问题 【2 叭。 浙江大学硕士学位论文 第三章系统的总体设计 由第二章中可以看到，s p a 成为一个可以降低产品成本，提高图像质量和产 品性价比的一个可行性的方案。 3 1 实现合成接收孔径的关键技术 合成接收孔径的关键技术有两个： 1 、接收子孔径的选择 线阵或凸阵在正常成像模式下为了实现电子扫描，阵元与通道之间在扫描时 需要通过高压开关切换；同时为了在波束合成过程中实现对称通道的叠加，必须 将通道接收的回波信号进行整序。 在合成接收孔径的工作模式下，子孔径的选择可通过高压开关选择也可在整 序中实现，子孔径选择开关的位置决定着系统造价和实现的复杂性的高低。在整 序中实现可降低系统实现的复杂度，可以比较容易方便的实现，但是s p a 的低成 本特性得不到较好的体现；如果将其在高压开关中是实现，可以最大化的降低系 统的成本，提高系统的性价比，但是对于高压开关器件的选择和其实现是一个挑 战。 在本课题中，采用了前一种实现方案，其原因是考虑到高压开关会给回波信 号引入噪声。高压开关主要的功能是实现发射通道与探头阵元之间的切换，见图 4 2 ；如果将其功能扩展为实现子孔径的选择，其切换的速度会很高，开关噪声 必然会引入到超声回波信号中，降低回波信号的信噪比，是图像的质量下降。因 此采用了第一种方案。 2 、子孔径数据的处理 子孔径经过波束合成，得到的射频数据需要存储，在最后一个子孔径数据得 到后，左右的数据都需要相加在一起，形成一条扫描线的数据。波束合成器的设 计决定整个系统图像成像质量的高低，子孔径的回波数据在波束合成器中需要实 现回波数据的接收延时、动态聚焦、动态变迹和动态孔径等操作。在这里采用两 个子孔径，即子孔径的大小为全孔径的一半。将子孔径设置为全孔径的二分之一 的理由如下： 浙江大学硕士学位论文 i 、成像的实时性要求。在临床上医生要求成像系统能够实时成像，方 便其诊断。接收子孔径的多少将直接关系的系统成像的速度，其子孔径数目越多， 系统成像的帧率下降的越厉害，在显示时将形成严重的图像抖动现象。将子孔径 的设置为全孔径的l 2 ，对于穿透深度在1 6 2 4 c m 的部位的成像速度还可以接受。 i i 、 系统存储空间的限制。子孔径的数据经过电子聚焦以及变迹后，需 要存储以来已便于进行孔径的合成。受存储空间的限制，子孔径的数目为2 是比 较合适的。 本课题将完成全数字合成接收孔径b 超中的前端系统。前端系统将实现动态 发射聚焦、接收实时动态聚焦和数字波束合成等要求，其中将运用动态电子聚焦、 动态变迹技术和动态孔径等数字控制技术。 课题设计采用电子凸阵和线阵扫描方式，其技术指标为： 发射采用2 4 通道，发射2 次，接收2 次； 扫描深度最深2 5 c m ； a d 采样使用8 位a d ，2 5 m 时钟，即4 0 n s 的采样时钟，延时聚焦精度为 l o n s ； 按照以上指标计算出需要存储的r f 数据大约需要8 k1 6 b i t s 的存储空间。 3 2 系统结构框图 本课题全数字化b 超诊断系统的结构框图如图3 1 所示。 整个系统由前端、信号前处理与前端控制计算机系统、d s c 以及后处理等部 分组成。 前端系统包括：超声波脉冲发射和接收，回波信号的隔离放大，整序子孔径 的选择、采样存储及数字波束的合成等。 信号前处理系统包括：回波信号动态滤波和包络检测、对数压缩和动态范围 变换以及数字图像处理等功能。 前端控制计算机系统包括：产生扫描基本时序，控制前端超声扫描方向、聚 焦模式和波束处理模式，通道增益控制，信号处理模式控制以及主计算机系统的 通信等。 浙江大学硕士学位论文 医翮一际习 阵列探头i0 圆卤 l 叫动态滤波卜+ 乜垂至量垂 + 巨童至至口- 兰亟委耍卜 ( 前端控制与信号前处理系统) _ 习一嗣一百习 等。 图3 - 1 系统整体框图 d s c 系统包括：图像存储，二维线性插补以及图像翻转与放缩功能等。 信号后处理系统包括：帧相关，电影回放( c i n el o o p ) ，灰阶变换和校正 前端系统中的整序、子孔径的选择、波束合成是本课题所要完成的工作。 3 3 前端系统的模块和功能 前端系统中接收部分主要完成下面四个部分 回波信号的前置放大和深度( 时间) 增益补偿( t g c ) ； 通道信号的整序以及予孔径选择： 回波信号的数字化 回波信号的波束合成，包括动态聚焦、动态变迹和孔径合成。 前端系统的模块框图如图3 2 所示： 浙江大学硕士学位论文 脉 冲 一墅 动 一 4 - 高 一篝 大 图3 - 2 前端系统框图 时序及控制信号是前段控制器产生的，其主要包括系统前端控制发射接收的 的时间脉冲信号。 发射脉冲产生电路的主要功能是产生2 4 路具有发射聚焦延时特性的高压发 射脉冲。通过预置延时参数，产生2 4 路具有相对延时特性的脉冲信号，经过高 压驱动后，将脉冲信号通过高压开关送入探头。 高压开关实现探头阵元与发射通道之间的切换；隔离电路在发射状态下隔离 发射通道的发射高压信号，保护会播放大电路；在接收状态下，放大电路前置放 大超声回波信号。 整序是对2 4 路回波信号的重新排序，使其能够按照孔径轴线对称相加，减 少接收通道的数目。整序的过程中实现予孔径的选择，整序完成后对回波信号进 行对称相加。 数字波束合成完成子孔径数据采样、动态聚焦、动态变迹、变孔径接收以及 孔径合成等功能。动态聚焦、动态交迹和变孔径接收是通过予孔径波束合成器实 现的。 2 3 浙江大学硕士学位论文 4 1 控制时序 第四章前端硬件系统设计 前端系统的工作是在前端控制器的控制下完成的，按照其工作的原理，其控 制时序要求严格，在一个扫描周期内按照时间先后顺序主要分为参数预置、发射、 接收和波束合成四个过程。 发射参数以及接收参数等是根据采用的探头的型号、焦点计算出的，在发射 前通过前段控制器将参数送入到发射和波束合成器控制电路中，这个过程称为参 数预置过程。 超声波的发射是通过高压脉冲激励探头中阵元产生的，因为聚焦的需要，各 个阵元的激励时刻不同，这个产生具有聚焦特性的超声波的时段称为发射过程。 接收过程是超声脉冲波在发射后的一段时间后，在人体组织内部反射后接收 的过程。接收的过程是动态聚焦的，在初始聚焦时，各个通道开始接收的时刻也 不是相同的，因此波束合成过程是在初始聚焦完成后开始的，即在开始接收后的 一段时间后开始波束合成。 每个过程的都有一个脉冲信号代表。如图4 1 所示： 图4 - 1 前端控制时序信号 r a t e 为电子扫描周期指示信号，p r p a r e 为参数预置期间指示信号， t r a n s m i t 为发射脉冲期间指示信号，r e c e i v e 为脉冲回波接收期间指示信 号，s o 为波束合成期间指示信号。 4 。2 发射电路 发射电路的目的是产生高压脉冲去激励超声换能器中的压电晶体片产生基 频谐振，要求脉冲前沿窄，足以激励谐振频率为兆赫量级压电晶体片产生厚度方 袅挚 浙江大学硕士学位论文 向谐振。 发射脉冲的延时聚焦是采用模拟抽头延时线实现发射脉冲的聚焦，抽头延迟 线的延时精度有限，而且在可靠性、稳定性、灵活性方面都不尽人意。随着大规 模数字逻辑器件速度的提高与成本的降低，尤其是几十万门上百万门f p g a 器件 的商品化，数字延时技术正逐渐取代传统的模拟延时技术。 采用数字脉冲发射的优点在于发射脉冲的脉宽可以实现精确的计算，其精度 可以达到很高，同时对于多通道的脉冲发射中的延时聚焦的精度可以提高，可靠 性增加。 发射脉冲是一个典型的方波，可采用数字电路产生，然后通过高压驱动产生 高压脉冲。一般脉冲是由t t l 数字电路产生，送到探头之前，需要电平转换。 发射群脉冲的相互延时的目的是形成电子凸阵，达到发射波束聚焦的目的。 延时精度决定着聚焦的效果，根据研究，在指定点处声强增加，焦点以外声强减 弱，则最小延时间隔应小于1 8 的有效回波周期，即如果采用3 7 5 m h z 探头，带 宽为2 m h z - 6 m h z ，则延时精度应达到2 0 n s 。在系统设计中，取延时精度t = 1 0 n s ， 以保证良好的聚焦特性。 电路的实现采用f p g a 与外挂参数r a m 实现，f p g a 用来实现内部的逻辑， 外挂参数r a m 存储各种情况下的聚焦延时参数。其原理框图如图4 2 示： 图4 - 2 发射电路原理框图 发射电路包括数字总线缓冲器、发射时序电路、驱动电路、参数r a m 和高 压脉冲输出电路。数字总线缓冲器的作用是将前端控制器送来的信号缓冲，使其 能够驱动后面的发射时序屯路；发射时序电路产生2 4 路聚焦延时低压脉冲，脉 冲宽度和延时时间参数由参数r a m 提供，时序电路根据前端控制总线的信号读 取并计算出脉宽和延时时间；发射时序电路产生的多路低压脉冲信号通过发射驱 动电路完成电平的转换，驱动高压脉冲电路输出；高压脉冲输出电路采用推挽工 作方式， 浙江大学硕士学位论文 发射聚焦是通过电子聚焦实现的，聚焦的焦点确定是根据扫描的深度而确定 的，同时根据动态孔径的原理，不同的扫描深度决定了发射孔径的大小，由于