0 引 言 医学超声内镜是电子内窥镜技术与超声传感技术、微机电技术、现代计算机技术等高新技术不断发展和融合的产物[1]。内镜超声成像系统在人体内进行扇形超声扫描，获取人体内脏器官壁的断层图像,发现其中的早期癌变和微小肿瘤。与体外超声相比，超声探头与器官间距离短，避免了脂肪、体腔内气体对成像的影响，获得的图像信息比体外超声准确详细[2]。 医学超声内镜有机械环扫超声内镜和相控阵超声内镜两种类型[3]，机械环扫超声内镜使用电机驱动单阵元换能器旋转扫描[4]，而相控阵超声内镜通过调整相控阵超声换能器各阵元激励脉冲的时间延迟，改变各阵元发射的声波到达某一位置的相位，从而达到聚焦点的控制和声束方向的改变，实现电子相控扫描[5]。由于无需机械扫描装置，相控阵超声内镜成像质量较机械环扫超声内镜得到提高，同时探头使用寿命较长。 数字波束合成是超声相控阵成像系统的关键环节。与医学体外超声相控阵探头[6]和工业检测超声相控阵探头[7]相比，内镜超声探头尺寸受限，其相控阵换能器阵元间隔较小，中心频率较高，因此对数字波束合成器的延时精度有更高的要求，传统的数字波束合成器[8-9]的延时精度为8 ns，无法满足系统要求。针对该问题，本文提出一种基于高精度数字波束合成的内镜超声相控阵成像方案，利用数字波束合成技术设计一种基于高采样率模数转换器(ADC)的数字波束合成器，延时精度达到1.4 ns，实现各阵元超声回波的高精度逐点动态聚焦合成；并利用数字正交解调技术[10]设计了基于现场可编程门阵列(FPGA)的数字正交解调电路实现数字波束合成信号的包络幅值提取。搭建实验系统验证所提出的内镜超声相控阵成像方案的实时成像效果，通过仿真和实验说明，数字波束合成器能够有效抑制旁瓣，提高横向分辨力和信噪比。 1 内镜超声相控阵成像系统 内镜超声相控阵成像系统示意图如图1所示，微型内镜超声探头置于电子内镜先端部进入人体，内镜超声探头由超声相控阵换能器和探头外壳组成，发射波束控制电路控制超声相控阵换能器各个阵元发射的时间顺序，产生具有不同相位的超声相干子波束在空间叠加干涉，就成为一定角度偏移的声束，不同的时间延迟组合，可以得到声束的不同角度偏移，实现在一定空间范围内的扇形扫描。超声信号经不同深度组织反射后形成超声回波序列，换能器的各阵元接收并转换成电信号，通过数字波束合成器获得接收合成波束，再由数字正交解调电路提取包络幅值，坐标转换后的B型超声图像经通用串行接口(USB)2.0上传至计算机进行实时显示。 图1　内镜超声相控阵成像系统示意图Fig.1 Block diagram of the endoscopic ultrasonic phased array imaging system 本文设计的数字波束合成器和数字正交解调电路是内镜超声相控阵成像系统的关键环节，利用高精度数字波束合成技术和数字正交解调技术以提高内镜超声相控阵成像系统的成像质量。 2 数字波束合成技术 从人体组织反射的超声信号为 其中：a(t)为超声信号的瞬时幅度，ω0为超声换能器的中心频率，k为不同组织界面的反射系数。 超声回波信号通过多个阵元接收，由于阵元位置不同，造成同一点的回波信号到达的时间延迟不同。波束合成器的任务是对不同阵元的回波信号进行一定的时间补偿，使同一点的回波信号在波束合成器中同相相加，实现该点的接收聚焦。在一次接收过程中实时改变聚焦延时值，可以实现逐点动态聚焦。合成波束可用下式表示： 其中：f(t)是合成波束的输出，xn是第n个阵元的接收信号，wn是第n个阵元信号的加权因子，τn是第n个阵元信号的延时时间，N为阵元数。 以与阵元法线方向夹角为θ的合成波束上的一个焦点为例，不同阵元的延时时间τn的计算公式[9]： 其中：R是聚焦点相对于中心阵元的距离，d是相邻阵元的中心间距，θ是波束指向角度，c是超声波在人体内的传播速度，n是阵元序列号。 延时精度是影响波束合成效果的重要因素，由式(3)可得，阵元间隔越小对延时精度要求越高，由于内镜超声探头尺寸受限，内镜超声相控阵换能器阵元间隔较小，对波束合成器的延时精度有较高的要求。本文设计了适用于超声内镜的高精度数字波束合成器，以提高成像质量。 基于高采样率ADC的数字波束合成器原理图如图2所示。它使用采样频率在超声换能器中心频率20倍以上的ADC，所有ADC使用同一时钟，低采样率(满足采样定律)的各采样点对应的延时参数存储在延时控制模块的ROM中。在采样过程中，以流水线式按照延时控制模块的粗延时参数对ADC输出的高采样率信号进行抽取，得到每个低采样率点对应的高采样率信号的两个相邻点，然后再通过细延时参数控制插值模块，获得完成高精度延时聚焦所需的非均匀低采样信号，存入RAM缓存，最后使各阵元不同时间获得的同相信号同时输出到数字加法器，完成数字波束合成。该设计的优点是使用低成本FPGA就能实现高延时精度的逐点动态聚焦的高性能数字波束合成器，也可以在不改变电路的情况下进行数字多波束合成。 图2　数字波束合成器原理图Fig.2 Principle of the digital beamformer 实验中选用的换能器的中心频率为7 MHz。为满足以上设计要求，选用的ADC芯片为AD公司的AD9430，本系统设定采样频率为180 MHz；选用的FPGA芯片为Altera公司Cyclone III系列的EP3C80F780C6，以ADC的采样时钟作为内部的工作频率，插值模块的内插因子为4。采用上述器件，系统已实现1.4 ns延时精度的逐点动态聚焦的数字波束合成器设计，满足系统设计要求。 3 数字正交解调技术 内镜超声相控阵成像系统采用B型成像模式，利用超声回波信号的幅度(包络)调制显示亮度。根据式(1)，超声回波信号为一个调幅信号，通过数字波束合成器的数字化和同相叠加处理后，输出为数字调幅信号，需通过数字解调来获取信号的幅度信息。系统采用数字正交解调技术，其原理如图3所示。数字波束合成器输出信号作为数字正交解调的输入信号，分别与正交的同频正余弦信号相乘进行混频处理，再经低通滤波器去除倍频分量，得到正交的I、Q两路基带信号，计算其均方根，即可得到信号的幅度信息。 图3　数字正交解调原理图Fig.3 Principle of digital quadrature demodulation 根据式(1)和式(2)，数字波束合成器输出的数字信号设为 其中：s(n)为数字波束合成器输出数字信号的瞬时幅度，Ts=1/fs，fs为数字波束合成器的低采样频率。 f(n)分别与数控振荡器NCO输出的频率为ω0的正余弦信号相乘，得到： 分别将这两路信号通过低通滤波器，滤除2ω0分量，得到两路正交的基带信号： 再对式(7)和式(8)取均方根，可获得合成波束的包络信号： 系统设计的数字正交解调电路由FPGA实现。已知超声信号频率和数字波束合成器输出信号的采样频率，可以计算出离散正余弦的样本值，将样本值预存入FPGA的内部ROM中，在数据处理过程中，以数字波束合成器输出信号的频率读出样本值，并与数字波束合成器输出信号同时送入FPGA的嵌入式乘法器以实现数字信号的混频。借助Altera公司提供的FIR滤波器IP核设计低通滤波器，设计了一个基于汉明窗的66阶FIR滤波器，其通带截止频率为3 MHz。最后调用平方、加法和平方根的宏模块来实现均方根运算，即可完成设计要求，实现数字正交解调电路的设计。 4 实验结果及分析 4.1 仿真实验 用Matlab的Field II程序建立仿真模型，在50 mm×50 mm的声场范围内放置8个等距点目标，相邻点间隔5.1 mm。仿真参数为：超声相控阵换能器中心频率7 MHz，阵元数16，阵元中心间隔0.145 mm，采样频率180 MHz，成像扇形角度60°。图4为超声仿真图像，图4(a)为只对中心阵元接收到的一路仿真回波信号进行正交解调和成像而未对16路信号进行数字波束合成的仿真图，图4(b)为使用数字波束合成技术的仿真图。对比图4(a)和图4(b)，随着探测深度的加深，横向分辨力越来越差，使用数字波束合成技术后，在20 mm深度处横向分辨力从4 mm提高到3 mm，各深度横向分辨力均得到了改善，整体调高了25%，旁瓣得到有效抑制，图像的信噪比从38.7 dB提高到42.8 dB，提高了4.1 dB。 图4　超声仿真成像Fig.4 Ultrasonic simulation image 4.2 超声成像实验 在仿真的基础上，搭建了如图5所示的内镜超声相控阵成像实验系统，样品采用固定在装满水的水槽中的八根等距铁丝，相邻间隔5.1 mm，铁丝直径0.6 mm。实验中，超声换能器为16阵元的相控阵换能器，相邻阵元间隔为0.145 mm，中心频率为7 MHz，ADC采样时钟和FPGA的工作主频均为180 MHz。系统以8帧/秒的速度对换能器正前方扫描成像，扫描区域为角度±30°，探测深度2到50 mm的扇形区域。获取的超声扫描图像大小为512×512，以20 Mbyte/s的速度通过USB2.0上传至计算机实时显示。 图5　内镜超声相控阵成像实验系统Fig.5 Experimental system of the endoscopic ultrasonic phased array imaging 内镜超声相控阵成像实验系统采集到的八根等距铁丝的超声扫描图像如图6所示，图6(a)为未使用数字波束合成器所成的图像，图6(b)为使用数字波束合成器所成的图像。图6中扇形的圆心处是换能器所在位置，八个白色亮斑即为八根铁丝成像的结果，相邻白色亮斑间隔为5.1 mm，与实际铁丝间距相符。对比图6(a)和图6(b)，图6(a)有明显的旁瓣，图6(b)由于使用数字波束合成器，不仅旁瓣得到很好的抑制，20 mm深度处横向分辨力从4.3 mm提高到3.3 mm，各深度横向分辨力均得到了改善，整体横向分辨力提高25%，图像的信噪比从32.6 dB提高到36.3 dB，提高了3.7 dB。对比图5和图6，实验结果与仿真结果基本一致。 图6　铁丝的超声扫描成像Fig.6 Ultrasonic scanning image of iron wires 5 结 论 研究了内镜超声相控阵系统的成像技术，搭建了基于FPGA的内镜超声相控阵实时成像实验系统。为了适用于内镜超声相控阵换能器，利用数字波束合成技术设计了1.4 ns延时精度的数字波束合成器，实现对各阵元超声回波的逐点动态聚焦合成，提高超声成像质量；采用数字正交解调技术实现数字波束合成信号包络幅值的提取。实验系统对水槽中铁丝的超声成像实验结果说明，数字波束合成技术能够有效抑制旁瓣，横向分辨力和信噪比分别提高25%和3.7 dB，验证了以上结论的正确性。