超声内镜数字成像系统

目录
第一章绪论 (1)
1.1 研究背景 (1)
1.1.1超声内镜发展[6]~[9] (1)
1.1.2医用超声内镜产品现状 (2)
1.2医用超声内镜成像系统的基本原理 (3)
1.3课题研究内容 (4)
第二章超声内镜数字成像系统原理及设计方案 (5)
2.1 超声内镜数字成像系统原理 (5)
2.1.1超声波的特征参数[11]~[15] (5)
2.1.2医学超声扫描成像原理 (6)
2.1.3超声内镜数字成像系统的数据处理 (7)
2.1.4超声内镜数字成像系统的图像变换与插值 (12)
2.2超声内镜数字成像系统整体设计方案 (16)
2.2.1 系统的功能需求与性能指标 (16)
2.2.2超声内镜数字成像系统方案设计 (17)
2.3 本章小结 (18)
第三章超声内镜数字成像系统的硬件设计 (19)
3.1硬件模块设计 (19)
3.1.1电源模块 (19)
3.1.2时钟与AD电路模块 (20)
3.1.3DA电路模块 (21)
3.1.4双SRAM缓存模块 (22)
3.1.5USB2.0接口模块 (23)
3.2 高速电路设计 (24)
3.3.1传输线效应 (24)
3.3.2信号完整性 (24)
3.3.3高速电路布局布线 (25)
3.3本章小结 (27)
第四章超声内镜数字成像系统的软件设计 (28)
4.1数字成像系统程序设计 (28)
4.1.1 FPGA设计流程 (28)
4.1.2系统整体时序分析 (29)
4.1.3程序模块化划分 (30)
4.1.4读写SRAM状态机设计与仿真 (31)
4.1.5兼容多种探头的数据处理流程设计 (34)
4.1.6CORDIC算法流程 (35)
4.1.7增益补偿程序设计 (37)
4.2USB2.0程序设计与驱动生成 (37)
4.2.1USB2.0通讯协议设计 (37)
4.2.2USB2.0固件程序设计与测试 (38)
4.2.1 USB2.0固件驱动的生成 (39)
4.2.2 USB2.0驱动加载过程与通信接口介绍 (42)
4.3本章小结 (46)
第五章超声内镜数字成像系统调试与实验 (47)
5.1多探头数据处理切换实验 (47)
5.2 CORDIC与插值算法成像实验 (48)
5.3分段增益补偿调试 (50)
5.4超声内镜数字成像系统成像实验 (51)
5.4.1实验系统平台搭建 (51)
5.4.2旁瓣抑制算法实验结果 (52)
5.5本章小结 (53)
第六章总结与展望 (54)
6.1完成工作总结 (54)
6.2进一步工作展望 (54)
参考文献 (55)
发表论文和参加科研情况说明 (59)
致谢 (60)
第一章绪论
在我国, 胃癌在由恶性肿瘤引起的死亡原因中居首位，且占到世界上胃癌总发病人数的47%，其诊断与治疗在世界上也一直是肿瘤领域的研究热点[1][2]。

目前，超声内镜是早期消化道肿瘤诊断的最主要手段，具有较高的确诊率[3][4]。

此外，超声内镜成像技术及其配件的发展也促进了超声内镜系统与引导、消融、近距离放疗技术的融合，逐渐形成治疗型超声内镜诊断技术[5]。

目前，超声内镜的核心工艺与前沿技术主要被国外垄断，我国的超声内镜依赖进口，价格昂贵。

为实现超声内镜的国产化，本课题组对超声内镜成像系统的关键部件——数字成像处理系统展开研究，旨在打破国内超声内镜产品的空白，推动超声内镜检测技术的发展与普及。

1.1 研究背景
1.1.1超声内镜发展[6]~[9]
医用内镜的发展距今已经有两百多年的历史，共经历了硬管式内镜、远端可屈式内镜、软管式内镜和电子内镜四个阶段，由于消化道在人体所占的重要地位，内镜诊断器械的发展往往带动了人体消化道诊断水平的整体提高[6]。

1988年，Bevan和Kussmaul以烛光和煤油灯为光源先后做成食管镜和胃镜。

1976年，柏林外科医生Nitze最早将膀胱镜和胃镜的光源改为电热白金丝。

此后，Mikulica和Leiter制造出第一台临床胃镜并积累了大量诊断结果。

1895年，Bosenhein将6根管子成同心圆排列，研制出硬性三管式胃镜。

1911年，Elsner 又在这种胃镜前端加上用于引导的橡皮头，使这种硬管式胃镜引领了之后20年的胃镜诊断技术。

为适应人体消化道的生理弯曲，1928年，Schindler和George Wolf开始进行一种远端可屈性内镜的研发，使其可以在胃内一定范围产生30°以上弯曲来扩大视野，且同时保证成像质量，这种内镜最终于1932年获得了成功。

其前端的光滑金属球降低了插入时患者的痛苦，而且由于其光学系统由48个透镜组成，能够达到较强的亮度，从而使医生可以清晰地观察到胃粘膜图像。

继1960年代科学家利用光的全反射原理发明了可以传导光的纤维介质之后，1967年，Hirschowitz利用这种介质作为导光元件，研制出第一台用于胃和十二
指肠检查的真正可弯曲的内窥镜，随后，日本开始制造这种具有使用价值意义的内窥镜，日本的奥林巴斯、富士能、宾得等品牌占据消化道光导纤维内窥镜市场。

1983年，美国Weleh Allyn公司研制出微型图像传感器件——CCD摄像头，使内窥镜技术进入到以电信号作为信号传递方式的时代，使医生从肉眼窥视中解脱出来，同时通过显示器可以对观察的图像进行各种操作，为诊断带来了极大的方便。

而为了使患者不用再忍受内窥镜插入消化道过程中的痛苦，2001年5月，以色列的Given公司首次推出了一种胶囊内窥镜，这种内镜只有药丸大小，可通过微型传感器成像，并将视频以无线电的形式传输到体外显示器上，而且由于其体积小，因此可以检查到传统内镜无法触及到的肠胃盲区，以上优势促进了包括中国在内的世界各国关于这种微型诊疗系统的研究。

1912年，超声无损检测技术首次应用在“铁达尼号”损伤探测，随后发展出的声纳技术在第二次世界大战中发挥重要作用。

二战后Dr. Douglas Howry 将这种技术首先应用于医学领域[7]。

而通过超声检测技术观察胃肠道的文献最早记载是1957年。

1972年，随着计算机技术的发展，超声检测结果能够以灰度图像的形式显示出来，从而使超声内镜检测技术有了重大飞跃。

随后在1980年，Strohm 和DiMagno首次尝试将微型超声探头安装在传统内镜前端，成为了超声成像发展史上的一次重大突破。

此后，1980年至1987年，超声内镜在消化管壁（食管、胃和结肠）组织学分层的临床应用研究中发挥了巨大作用，而且也促进了对食管癌、胃癌淋巴结转移以及各种胰腺疾病的诊断。

1990年，超声内镜下穿刺法的基础研究兴起，此后便得到了临床上的广泛应用。

1.1.2医用超声内镜产品现状
在我国，北京大学第一医院张齐联教授于1987年率先引进了奥林巴斯超声内镜，并开展了广泛的临床应用。

然而，国外在医学超声内镜成像领域已经进行了几十年的研究，日本的奥林巴斯、富士能等公司目前已研制出一系列支持多种功能的超声内镜产品，并占据了我国95%以上的市场份额。

奥林巴斯研制的超声内镜产品特有的画中画功能，使消化道表面的图像可以和消化道内粘膜下的超声扫描图像同时显示，帮助医生更加准确高效地定位感兴趣的位置。

此外，奥林巴斯的EU-C2000是全球第一台带有活检穿刺功能的超声扫描主机，可支持观察的同时进行活检穿刺，确定最佳穿刺位置[10]。

此外，为了在更大范围内获取更详细的信息，奥林巴斯利用早已研发出的360°电子超声环扫技术，通过与阿洛卡公司的彩色超声诊断仪相接合，使组织的观察深度及图像分辨率大幅度提高，充分发挥超声波在活体目标组织观察及诊断方面的能力。

富士能的超声内镜系统SU-7000具有独特的图像处理功能，自动修补图像信号较弱的区域，使图像更加清晰细腻。

此外，兼容彩色多普勒和能量多普勒功能的超声内镜在进行超声扫描的同时还可观察血流动态，获得指定区域的血流信息，以便于医生掌握观察部位和血管的位置关系，更加扩展了其诊断角度。

现如今国内一般只有较大型医院才有能力购买进口超声内镜设备，但其购买、使用和维修都需依赖国外供应商，导致超声检测的费用从医院的角度来看得不偿失。

而国产化的超声内镜成像系统尚处研究阶段，无成型产品问世。

因此，目前迫切需要研发出具有我国自主知识产权的超声内镜成像系统。

1.2医用超声内镜成像系统的基本原理
医学超声内镜成像系统原理如图1-1所示。

通过电子内镜的活检通道可将导管式超声探头导入人体，电机驱动单元（Motor Driver Unit，MDU）内的电机可带动软轴和前端微型超声探头进行旋转扫描。

置于探头内的换能器在同步信号控制下发射超声波，并接收不同深度组织反射的编码回波。

回波信号经模拟电路模块实现放大与前置滤波，由高速数字图像处理系统进行数据处理和坐标变换与插值，最终图像通过USB2.0接口上传至上位机进行实时显示。

此外，通过USB2.0接口还可进行相关控制信息的交换，如实现探头频率切换，图像增益调节等功能。

图像显示软件
图1-1 医用超声内镜成像系统原理图
一套完整的超声内镜检查系统除了具备以上所必须的基本功能与模块外，为实现其良好的使用性能还应具有以下特点：
便捷的设计使超声探头能够快速沿电子内镜的活检通道插入人体。

✧先进的工艺与材料性能使得探头、耦合液、套管三者具有良好的匹配，
从而减小超声波在套管内的衰减。

✧宽频扫描功能使得在不用更换镜体的前提下根据每个病例的不同需求选
择合适频率的探头。

✧多种可选择的显示范围帮助医生根据不同检查部位进行选择。

✧灵活的增益补偿设计可通过实时的观察图像选择合适的调节范围和档位。

✧简单易懂的键盘设计使操作过程更加方便，搭载轨迹球辅助完成检查过
程中经常使用的距离或面积测量功能。

✧多种显示模式使医生可以根据需要调节图像灰度、锐度和清晰度。

✧便捷的脚踏开关可满足医生同时进行导管插入和图像实时观察及冻结保
存等操作要求。

✧专业的流动台车设计使显示器的角度可根据需要灵活调节，具有可折叠
支撑臂使探头驱动单元固定在所需位置。

1.3课题研究内容
●以FPGA作为核心器件，设计超声内镜数字图像处理电路，包括信号采
集模块、核心处理模块、电源模块、时钟模块、缓存模块及各接口模块。

●利用Verilog语言编写基于FPGA的超声内镜数字图像处理系统程序，
实现超声内镜的宽频扫描数据处理、PING-PONG缓存读写控制、整体
与分段增益补偿调节、USB2.0接口传输控制以及脉冲压缩算法、CORDIC
旋转扫描变换算法、图像插值算法和其他同步控制等功能。

●以USB2.0接口作为图像传输接口，将数据传输至上位机进行实时显示
并实现数字处理系统控制，编写USB2.0上传接口与下传接口驱动并实
现与上位机软件底层通用驱动接口的通讯。

●研究编码脉冲压缩旁瓣抑制算法，通过Matlab仿真对比匹配滤波与非匹
配滤波方法对编码脉冲旁瓣的抑制效果，利用超声内镜实验系统进行实
时图像采集，进一步对比不同脉冲压缩方法对图像分辨率的影响。

●研究数据压缩曲线对超声灰度图像显示的影响，设计S型压缩曲线实现
16位灰度数据到8位灰度数据的显示过渡，使之满足超声内镜系统的显
示要求。

●搭建超声内镜成像系统集成化实验平台，利用超声内镜数字图像处理系
统对烧杯及靶线进行成像，实现超声探头的实时切换与其他控制功能。

第二章超声内镜数字成像系统原理及设计方案
频率超过2000Hz的声波称为超声波。

超声波之所以能在医学成像中获得广泛的应用，主要是因为其能在人体组织中传播且具有一定的能量，传播过程中能量的反射和透射现象能够实现深度层次不可见信息的检测，利用电介质的压电效应可以方便地实现超声波和电信号之间的转换，而且其较小的能量对人体无害，能够实现无损检测。

2.1 超声内镜数字成像系统原理
2.1.1超声波的特征参数[11]~[15]
超声波是一种纵波，只能在弹性介质中传播。

超声波在弹性介质中的传播速度与介质的固有特性相关，如物质的密度、弹性模量以及温度等[11]。

超声波在人体内大多数软组织中的传播速度一般认为是1540m/s，是超声波诊断设备计算病变组织大小的依据。

换能器所产生和接收超声波的频率及强度与换能器的固有频率有关，超声波的波长λ由频率f和介质中声速c决定，为：
(2-1)
根据声学理论，弹性介质的特性阻抗为自由平面波中一点的有效声压与该点的有效质点速度之比[12]，即：
(2-2)
由式（2-2）可知，非均匀介质中不同位置的特性阻抗是不同的。

超声波在不同介质中的声速和特性阻抗如表2-1所示。

此外，超声波在组织中传播时存在衰减和吸收，使得超声检测具有一定的深度限制，即频率越高的超声波，在组织中传播过程中随深度的衰减越大。

人体软组织对超声波的平均衰减系数为0.7dB/(cm•MHz)。

但是在超声检测设备中，分辨率和探测深度二者往往不能兼得，因此在使用时常常根据所检测的部位选择合适频率的超声探头，并在系统中加入一些深度补偿机制。

人体不同组织对超声波的平均衰减系数如表2-2所示。

表2-1 超声波在不同介质中的声速和特性阻抗
表2-2 人体组织对超声波的平均衰减系数
2.1.2医学超声扫描成像原理
利用换能器（压电陶瓷晶体）在电信号的作用下产生的压电效应，可以引起晶体表面产生机械振动，从而使换能器发出超声波。

由于超声波在两个不同介质界面处会出现透射与反射，使得一部分超声波沿着透射方向继续传播，而另有一部分超声波沿反射方向往回传播。

返回的超声波由换能器接收并通过逆压电效应将机械振动信号转变为电信号传递到后端电路进行信号处理，如图2-1（a）所示。

超声波的透射现象和反射现象使超声成像系统能够获得不同深度方向的组织信息，而随着换能器的旋转运动，在每一个步进角度都会发射和接收到一个方向的深度信息，旋转一周后，就能够获得360°方位的一定数量扫描线信号，如图2-1
（b ）所示。

再对经过数据处理的扫描线信号进行坐标变换，便能获得如图2-1（c ）所示的旋转扫描超声图像。

t
t
编码
发射回波接收
软组织
透射波反射波
套管耦合液
(a)
(c)(b)
图2-1 医学超声旋转扫描成像系统超声波发送接收示意图
2.1.3 超声内镜数字成像系统的数据处理
图2-2 超声回波数据处理流程
如图2-2所示，为了在不增强超声波峰值发射功率的前提下保持系统的高探测深度，并提高图像的距离分辨率，系统采用编码激励的方式对发射脉冲进行编码。

经过模数转换的超声编码回波信号在数字图像处理系统中首先经带通滤波去除信号载波带宽以外的噪声，然后依次经脉冲压缩解码、正交解调、数据压缩，最终转换为8位256级灰度数据保存至缓存。

2.1.
3.1 脉冲压缩与旁瓣抑制
编码激励技术可以有效增加带宽并提高平均发射功率，配合脉冲压缩可获得15-20dB 的信噪比增益[16]。

由于Barker 码具有良好的自相关特性及噪声抑制特性，且人体胃壁各层平均厚度约为0.8mm ，为避免相邻两层产生的回波发生混叠
[17][18]，根据超声波在人体组织中的传播速度1540m/s 和探头中心频率为
7.5MHz~30MHz可选，因此采用4位Barker码（+1，+1，+1，-1）作为编码激励脉冲。

经过编码调制的激励脉冲遇到组织中的不同界面反射的回波也是一个长编码信号，在进行解调前还需要对其进行脉冲压缩。

脉冲压缩的方法有很多，但通常都不能达到理想的冲激响应函数形式的脉压效果，而是一个具有一定旁瓣的波形，如图2-3所示。

其中。

中央幅度最高的波形为主瓣，其幅度降为-3dB处两点间距为主瓣宽度，两侧幅度较小的波形成为距离旁瓣。

图2-3 脉冲压缩主瓣与距离旁瓣
通常采用距离旁瓣水平来衡量脉冲压缩的效果。

距离旁瓣水平分为峰值距离旁瓣水平（Peak Side-lobe level, PSL）和平均距离旁瓣水平(Mean Square Side-lobe Level, MSSL)两种；峰值距离旁瓣水平值主瓣幅度与距离旁瓣的峰值幅度之比；平均距离旁瓣水平指主瓣幅度与一定距离范围内的距离旁瓣平均值之比[19]。

公式为：
(2-3)
(2-4)
∫
距离旁瓣水平过高会使图像模糊甚至产生伪像，医学超声成像系统要求PSL 低于-50dB，MSLL低于-30dB，一些高端系统甚至要求要达到-40dB甚至更小[19] [20]。

通常采用的脉冲压缩方法是匹配滤波法，即令编码回波进行自相关运算。

虽然Barker码是一种旁瓣较小的编码方式，但其匹配滤波后的旁瓣仍然无法满足医学超声图像的要求，因此需要选择非匹配滤波方法，如逆滤波方法和尖峰滤波方法。

逆滤波法的原理是，令输入信号频谱与滤波器频谱互为倒数，此时输出信号即可接近一个δ函数，即：
(2-5)
||
式(2-5)中，H(f)为逆滤波器频谱，为编码回波序列频谱，为编码回波序列频谱的共轭，由于Barker码的频谱没有零点且起伏较小，因此很适合使用这种方法[19][21]。

尖峰滤波法的原理是，设计一组滤波器系数使得输出信号再最小均方意义上接近δ函数，如为编码回波序列，为一组长度为M的滤波器系数，使其做卷积运算：
(2-6) 用矩阵表示为：
(2-7)
[ ][ ][ ]
式(2-7)中，为一个下三角矩阵，h为行数为M的列向量，d为行数为N+M-1的列向量。

令d向量中间一个元素为1，其余元素为零，则式(2-7)为具有M个未知数，N+M-1个方程的线性方程组，且为超定方程，只有最小二乘解[19][20][21]，为：
(2-8) 针对以上问题，设计过程中分别采用匹配滤波法、逆滤波法[22][23]和尖峰滤波法[24]设计了基于4位Barker码激励的脉冲压缩滤波器，利用Field II（一种基于MATLAB 的超声仿真平台）与匹配滤波器得到的脉冲压缩结果进行仿真比较，仿真结果如图2-4所示。

图2-4中(a)是探头中心频率为12MHz，5倍采样率下的原始编码回波，图（c）~图（e）分别为采用匹配滤波法、逆滤波法和尖峰滤波法得到的解调前脉冲压缩结果，图（f）~ 图（h）为采用以上三种方法解调后的归一化幅度结果。

其中，与图（f）相比，图（g）和图（h）的旁瓣都得到了明显抑制，且图（h）的主瓣宽度更小。

图（b）为加入高斯白噪声后的编码回波, 处理前信噪比为26.8dB。

由图（i）~ 图（k）可知，由于噪声的存在，匹配滤波结果中的旁瓣会明显增多，信噪比提高并不显著。

由于无法对实际系统中的噪声进行精确估计，因此逆滤波器对噪声也具有一定的敏感性，而尖峰滤波法仍然可以保持很好的波形，有助于提高信噪比。

表2-3所示为以上三种方法的主瓣宽度、峰值旁瓣水平及信噪比参数表。

可知尖峰滤波法不仅可以有效抑制旁瓣，而且在获得较小主瓣宽度和提高信噪比方面效果更佳，因此系统最终采用尖峰滤波法作为脉冲压缩方案。

图2-4三种脉冲压缩方法仿真结果
表2-3 脉冲压缩方法仿真结果
编码激励方法
匹配滤波 逆滤波 尖峰滤波 主瓣宽度（mm ）
0.18 0.29 0.20 PSL （dB ）
-17.8 -29.6 -55.0
2.1.
3.2 正交解调
数字正交解调利用FPGA 生成与载波信号同频的正余弦样本与载波信号进行混频，得到信号的倍频分量与基频分量，再经低通滤波得到I 、Q 两路正交基带信号，计算I 和Q 的平方和再取开方即可获得回波的包络，如图2-5所示。

最终，将解调后的16位数据经数位压缩变为8位256级灰度数据。

三角函数
样本值LPF
LPF 0sin()
n t ω0cos()
n t ωI Q
22
I Q
图2-5 数字正交解调原理
2.1.
3.3数据压缩
数据压缩处理是指信号解调后数据传输到上位机进行显示前需要经过压缩算法将较长位数的数据压缩为适合显示的8位256级灰度数据。

常用方法有线性压缩和对数压缩。

线性压缩方法对小信号和大信号的压缩比率相同，不适合超声图像的显示。

对数压缩的优势是对小信号有放大效果，缺点是对于噪声也会一并放大，很容易噪声图像对噪声敏感，同时对于幅度较大的回波还会展宽其主瓣，使分辨率降低。

因此数据压缩处理不能仅简单地采用线性压缩或对数压缩的方法，而应该构造一种S型曲线，抑制小信号，即噪声，放大有用信号。

不同数据压缩曲线对比如图2-6所示。

65535理想压缩曲线线性压缩曲线对数压缩曲线
图2-6 不同压缩曲线对比示意图经过MATLAB仿真，构造了以下S型曲线模型：
y x{
k
ae bx c
d，<x≤A
α C xβ, A<x≤B
55, B<x<65535(2-9)
其中，x为经过解调的待压缩的16位数据，其范围是0~65535，式（2-9）中第一个表达式为指数表达式，用来抑制噪声。

通过仿真可以确定一个A值，对小于A的噪声数据采用指数映射进行抑制，而对大于A的有用信号数据通过第二个对数表达式进行放大，而A代表指数函数与对数函数的分界点。

由于仿真
中回波最大时得到的x值不会超过B，因此，对大于B的值规定其为255，这样信号的幅度经过数据压缩可以合理的分配到0~255整个范围。

C为对数函数的底。

图2-7所示为对数压缩和S型曲线压缩方式下的数据仿真对比图。

图中横坐标表示压缩前的16位数据，纵坐标表示压缩后的8位数据，红色曲线表示对数压缩曲线，蓝色曲线表示S型数据压缩曲线，图（a）表示x在0~500范围内的压缩曲线，图（b）表示x在0~35000范围内的压缩曲线。

图（a）可以看出，当16位数据范围是0~500时，对数压缩后的8bit数据可达140以上，而S型曲线压缩后的数据为60，由于0~500范围内的数据多为噪声，因此无需将这些数据放大至100以上，因此采用S型曲线可以很好地抑制噪声数据。

而在分界点后的曲线仍按照对数的方式增长，如图（b）所示，由于经过处理的16位超声数据最大值不会超过25000，因此设置S型曲线最大值点在25000处，这样可以提高图像的动态显示范围。

(a)(b)
图2-7 对数曲线与S型曲线对比仿真
2.1.4超声内镜数字成像系统的图像变换与插值
2.1.4.1 CORDIC坐标变换
保存在缓存中的扫描线数据往往是以极坐标进行存储的，行坐标代表旋转的角度位置，纵坐标代表对应实际径向位置。

而通常为了方便医生观察，超声图像的显示是按直角坐标进行显示的，因此在显示前还需完成图像由极坐标向直角坐标的转换，如图2-8所示。

极坐标直角坐标
图2-8 超声图像的坐标变换示意图
CORDIC算法由J.Volder于1959年提出[25]，由于CORDIC算法可以将坐标变换中需要的三角函数计算转变为移位和加法的迭代运算，同时不影响实时性，因此非常适合在硬件中实现，对于许多硬件处理器，如FPGA，CPLD等，CORDIC 算法也是利用其计算三角函数的必备技术。

图2-9 笛卡尔直角坐标系下的向量旋转
在笛卡尔直角坐标系下，如图2-9所示，向量⃑ x,y围绕坐标原点旋转角度，得到的向量⃑⃑ x,y的坐标可表示为：
{x y
x y(2-10)
通过提取出式（2-3）等式右边的，可得到其伪旋转变换式：
{x̂x y
ŷy x(2-11)
即 x̂,ŷ与(,)相比旋转的角度没有变，而模值增大了倍。

通过去除可简化坐标平面旋转的计算操作，这是因为此时令伪旋转角度取若干固定的值时，即令，式(2-11)将变为：。