基于Golay互補(bǔ)序列的20 MHz眼科超聲成像方法

王曉春 楊軍 計(jì)建軍 周盛

0 引言

眼科超聲成像技術(shù)目前是臨床上廣為應(yīng)用的一種診斷方式，相對(duì)于傳統(tǒng)應(yīng)用的10 MHz頻率，20 MHz及以上頻段超聲波對(duì)于顯示視網(wǎng)膜[1]、脈絡(luò)膜[2]、黃斑病變[3]等眼球壁細(xì)微結(jié)構(gòu)，以及白內(nèi)障晶體[4]成像具有更好圖像分辨效果。但由于其頻率較高，衰減速度快，對(duì)于深部眼眶病變組織，包括視神經(jīng)、肌肉、脂肪及相應(yīng)腫瘤的成像受到限制[5-6]。而專用眼科超聲影像設(shè)備對(duì)于時(shí)間平均聲強(qiáng)、脈沖平均聲強(qiáng)和機(jī)械指數(shù)等聲輸出參數(shù)的要求更為嚴(yán)格[7]，不能單純采用提高瞬間發(fā)射能量的方式。因此尋找一種安全、高效的方式，在保證較高分辨能力的前提下，提高20 MHz眼科超聲圖像的信噪比和探測深度，具有重要的臨床意義。

超聲編碼激勵(lì)技術(shù)作為提高聲波穿透力、獲取微弱信息、改善圖像質(zhì)量的關(guān)鍵手段，其安全有效性已獲得普遍認(rèn)可，在醫(yī)學(xué)超聲成像與測量中具備很好的研究潛力與應(yīng)用前景。例如：在旋轉(zhuǎn)式血管內(nèi)超聲成像中[8]，可獲得滿意的圖像質(zhì)量和旁瓣噪聲抑制比，有效改善血管壁的層次信息,突出冠狀動(dòng)脈血管層；內(nèi)窺鏡超聲成像中[9]，可在提高圖像分辨率和信噪比的同時(shí)，限制超聲波的平均功率和峰值功率，減少超聲熱效應(yīng)和空化效應(yīng)給患者帶來的傷害；超聲瞬時(shí)彈性成像技術(shù)中[10]，可提高剪切波的信噪比和探測深度，尤其適用于肥胖肝硬化患者的診斷；在評(píng)價(jià)骨質(zhì)疏松程度與骨折深度的研究中[11]，可增強(qiáng)背向散射信號(hào)的幅值，提高抗噪聲性能，節(jié)約硬件系統(tǒng)成本等。

本研究基于實(shí)驗(yàn)室自行設(shè)計(jì)的數(shù)字化眼科超聲成像系統(tǒng)[12]。以本系統(tǒng)為核心，課題組與天津邁達(dá)醫(yī)學(xué)科技股份有限公司共同合作完成了MD-2300S眼科A/B型超聲診斷儀的設(shè)計(jì)與研發(fā)工作，該儀器已廣泛應(yīng)用于眼科臨床。為彌補(bǔ)眼科臨床應(yīng)用中20 MHz超聲波成像深度不足的缺陷，通過采用8位Golay互補(bǔ)序列編碼激發(fā)超聲換能器，回波信息經(jīng)高速采集和匹配濾波處理后，使用正、反編碼掃描線復(fù)用的方法，完成解碼壓縮運(yùn)算。在確保顯示分辨力和幾何位置精度一致，且不降低每幅圖像的掃描線數(shù)和最終成像幀頻的前提下，提高圖像信噪比和探測深度，從而拓展20 MHz超聲波成像在眼科臨床中的應(yīng)用范圍。

1 方法

1.1 系統(tǒng)方案設(shè)計(jì)

系統(tǒng)硬件電路以大規(guī)模現(xiàn)場可編程門陣列(field programmable gate array，F(xiàn)PGA)及USB 3.0接口電路設(shè)計(jì)為核心，并實(shí)現(xiàn)與上位機(jī)的通訊。輸出編碼脈沖時(shí)序序列通過電平轉(zhuǎn)換后激勵(lì)換能器發(fā)射20 MHz高頻超聲波。輸出馬達(dá)驅(qū)動(dòng)時(shí)序信號(hào)控制步進(jìn)電機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)，從而帶動(dòng)換能器實(shí)現(xiàn)扇形掃描?；夭ㄐ畔⒔?jīng)前置放大與模數(shù)變換后完成數(shù)字化，其增益倍數(shù)和采樣參數(shù)可由上位機(jī)通過FPGA進(jìn)行設(shè)定。硬件系統(tǒng)結(jié)構(gòu)如圖1所示。

圖1 硬件系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖Figure 1 Diagram of the hardware system

1.2 編、解碼掃描方式

Golay互補(bǔ)編碼序列是一種非常理想的編碼方式，其沒有碼長限制，最大優(yōu)勢(shì)在于可完全消除旁瓣達(dá)到最佳脈沖壓縮效果[13]。但由于Golay互補(bǔ)編碼序列雙次發(fā)射的機(jī)制，會(huì)使每幅圖形掃描線線數(shù)減少一半。如圖2所示，選用8位Golay互補(bǔ)序列，激勵(lì)超聲換能器產(chǎn)生超聲波。通過一對(duì)Golay正序列編碼X1、X2、X3、…、Xn和Golay反序列編碼Y1、Y2、Y3、…、Yn依次交替激發(fā)單陣元換能器，每一幀圖像依次發(fā)射2n次超聲波信號(hào)，形成2n條掃描線。如按照傳統(tǒng)的解碼方式處理，解碼后每幀圖像只剩余n條掃描線進(jìn)行重建，這將嚴(yán)重影響最終的成像效果。因此本文設(shè)計(jì)中，在每次發(fā)射結(jié)束后，通過換能器接收每條掃描線上的回波，采用相鄰正、反編碼掃描線數(shù)據(jù)復(fù)用的方法交替相加，完成解碼運(yùn)算，形成2n-1條回波掃描線Z1～Z2n-1，最終得到扇形的眼部超聲波成像，疊加示意圖見圖3。

圖2 掃描線示意圖Figure 2 Schematic diagram of scanning lines

圖3 相鄰掃描線回波疊加的示意圖Figure 3 Schematic diagram of echo superposition of adjacent scanning lines

1.3 FPGA的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)

實(shí)驗(yàn)中采用大規(guī)?，F(xiàn)場可編程門陣列FPGA，實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的采集、存儲(chǔ)與處理。圖4為FPGA內(nèi)部信號(hào)流程圖，由AD數(shù)字采樣后的回波信號(hào)先進(jìn)入FPGA進(jìn)行緩存，信號(hào)流隨后進(jìn)入正反碼匹配濾波模塊進(jìn)行濾波，由選擇器分別在奇數(shù)線和偶數(shù)線時(shí)選擇相應(yīng)的濾波結(jié)果。然后每條線的濾波結(jié)果由讀寫使能信號(hào)控制4個(gè)FIFO緩存的讀寫時(shí)序。從緩存讀出的結(jié)果兩兩相加，再由選擇器根據(jù)不同時(shí)序選擇輸出對(duì)應(yīng)的每條掃描線的結(jié)果。

圖4 基于FPGA 的回波信號(hào)處理流程圖Figure 4 Flowchart of echo signal processing based on FPGA

具體FIFO的讀寫時(shí)序如圖5所示。緩存1～4采用FIFO先進(jìn)先出數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器。具體存儲(chǔ)過程如圖5所示：第i線表示奇數(shù)線，i=0,1,2,…,n；第j線表示偶數(shù)線，j=0,1,2,…,n； 其中i=j。

圖5 FIFO讀寫時(shí)序設(shè)計(jì)Figure 5 Read and write timing design of FIFO

2 初步驗(yàn)證及結(jié)果

為了驗(yàn)證Golay互補(bǔ)編碼序列激勵(lì)在20 MHz頻段超聲成像的應(yīng)用效果，實(shí)驗(yàn)中設(shè)計(jì)了編碼發(fā)射激勵(lì)實(shí)驗(yàn)、分辨率檢測實(shí)驗(yàn)和仿組織超聲體模實(shí)驗(yàn)。

2.1 編碼發(fā)射激勵(lì)波形

本文基于Altera公司的Quartus II 13.0軟件開發(fā)環(huán)境和Verilog硬件描述語言實(shí)現(xiàn)了Golay互補(bǔ)序列的激勵(lì)。圖6為8位Golay正、反序列的FPGA激勵(lì)時(shí)序圖，其中ep是線同步信號(hào)，pa、pb、pc、pd和na、nb、nc、nd為正反序列的四路電平觸發(fā)信號(hào)。圖7為由Tektrnoix公司的MSO 4104示波器測得的激勵(lì)換能器的脈沖波形。其中，發(fā)射脈寬為50 ns，脈沖幅值為±90 V。實(shí)驗(yàn)結(jié)果證明了由FPGA產(chǎn)生的時(shí)序信號(hào)以及激勵(lì)超聲換能器的觸發(fā)波形符合本實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)要求。

圖6 8位Golay正、反序列激勵(lì)時(shí)序圖Figure 6 Excitation sequence diagram of the 8-bit Golay positive and negative sequences

圖7 Golay正、反序列激勵(lì)脈沖Figure 7 Excitation pulses of Golay positive and negative sequences

2.2 分辨率測試實(shí)驗(yàn)

根據(jù)國家醫(yī)療器械行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)《YY 0773—2010眼科B型超聲診斷儀通用技術(shù)條件》的要求，使用分辨力測試線靶模塊對(duì)常規(guī)單脈沖激勵(lì)與8位Golay互補(bǔ)編碼序列激勵(lì)所獲得圖像的軸向分辨力和側(cè)向分辨力進(jìn)行對(duì)比。將測試線靶置于底部敷有吸聲材料的水槽中，探頭置于測試靶上方，平行靶線排列方向分別與探頭端面保持垂直或平行。探頭掃查平面保持在與靶線垂直的平面上進(jìn)行掃描。增益、亮度、對(duì)比度等調(diào)節(jié)機(jī)構(gòu)置于最佳位置，調(diào)節(jié)探頭與靶線的距離至最佳值，微動(dòng)探頭角度，從顯示器上觀察圖像，直至平行靶線能被區(qū)分開時(shí)，則判定分辨力達(dá)到了靶線間距離值。如圖8所示，靶線采用10 μm±1 μm鎢絲，使用光學(xué)顯微鏡制作線靶模塊并驗(yàn)證靶線間隔。目前實(shí)驗(yàn)室自行設(shè)計(jì)的20 MHz單脈沖數(shù)字化眼科超聲成像系統(tǒng)的軸向分辨率和側(cè)向分辨率分別為80 μm和150 μm。因此在這個(gè)編碼激勵(lì)的實(shí)驗(yàn)中，測量軸向分辨力時(shí)，間隔設(shè)置為80 μm；測量側(cè)向分辨力時(shí)，間隔設(shè)置為150 μm。圖像掃描結(jié)果如圖9所示，Golay互補(bǔ)編碼模式可達(dá)到與單脈沖一致的分辨能力。

圖8 分辨率測試裝置示意圖Figure 8 Schematic diagrams of resolution testing device

圖9 分辨率測試結(jié)果Figure 9 Resolution test results

2.3 仿組織超聲體模實(shí)驗(yàn)

為驗(yàn)證編碼激勵(lì)的方式對(duì)探測深度的提升，本實(shí)驗(yàn)中分別采用單脈沖激勵(lì)和8位Golay編碼激勵(lì)的方式對(duì)仿組織超聲體模(中國科學(xué)院聲學(xué)研究所制造的KS107BG)進(jìn)行圖像采集。該體模適用于工作頻率≥5 MHz超聲設(shè)備，其填充的特殊材料具有與人體軟組織相似的超聲特性，縱向靶群相鄰兩線中心距離均為10 mm。

對(duì)比結(jié)果如圖10所示，當(dāng)系統(tǒng)增益倍數(shù)設(shè)置為相同時(shí)，采用編碼激勵(lì)后的圖像探測深度有顯著提升，圖10(a)中的3 cm靶點(diǎn)回波信號(hào)只是隱約可見，小信號(hào)探測深度也只能達(dá)到2.5 cm，而圖10(b)中3 cm靶點(diǎn)已清晰可見，小信號(hào)探測深度也接近3 cm。整體圖像的信噪比也有了顯著改善。

圖10 體模成像對(duì)比圖Figure 10 Phantom imaging results

3 討論與結(jié)論

為平衡醫(yī)學(xué)高頻超聲成像中縱向分辨率和探測深度這兩項(xiàng)指標(biāo)之間的矛盾，本研究以數(shù)字化眼科高頻超聲成像系統(tǒng)為平臺(tái)，設(shè)計(jì)采用Golay互補(bǔ)序列編碼激勵(lì)，并通過正、反編碼掃描線復(fù)用的方法，完成解碼壓縮運(yùn)算。在保證每幅圖像掃描線數(shù)的前提下，使得成像幀頻與單脈沖激勵(lì)成像方式保持一致。實(shí)驗(yàn)中由FPGA實(shí)現(xiàn)了該方法，并同步傳輸至上位機(jī)進(jìn)行實(shí)時(shí)成像。通過掃查鎢絲靶線模塊和仿組織超聲體模實(shí)驗(yàn)，與傳統(tǒng)的單脈沖激勵(lì)方式相比，證明了編碼激勵(lì)的方法可在保持成像分辨力不變的前提下，顯著提高信噪比和探測深度，從而可拓展20 MHz眼科超聲成像在臨床中的應(yīng)用范圍。

編碼激勵(lì)方法很多，本實(shí)驗(yàn)中選用Golay編碼序列也是考慮了軟、硬件系統(tǒng)復(fù)雜度、實(shí)時(shí)處理能力與眼睛屬于基本靜止器官的緣由。但其最大的缺陷在于需要發(fā)射2次才可以完成脈沖壓縮，雖然在本實(shí)驗(yàn)方案中采用了正、反掃描線復(fù)用的方法，但是當(dāng)掃查線較為稀疏時(shí)，也會(huì)由于聲束位置偏移而產(chǎn)生誤差。因此，在下一步的深入研究中，將采用更好的碼型，如M序列[14]、MAC碼[15]、chirp碼[16]等其他相位編碼模式。同時(shí)，可以引入新的脈沖壓縮方法，如失配濾波器[17]、維納濾波[18]等，并進(jìn)一步研究和改進(jìn)實(shí)現(xiàn)方案，以提高信噪比，提升成像質(zhì)量。