1. 引言
超声内镜(Endoscopic Ultrasound, EUS)是一种将内镜与超声相结合的医学影像设备，通过在传统电子内镜前端集成微型超声探头，可对消化道器官病变提供更丰富的影像学诊断信息。其中，高频多阵元超声探头较单阵元探头制作工艺复杂，成本较高。而单阵元探头依靠电机驱动进行扫描，帧率高、成像范围大、且结构简单，节约制造成本，便于普遍使用。相较于传统压电陶瓷，新型弛豫铁电单晶PMN-PT具备极高的机电耦合系数，其制备的超声换能器可有效提高成像分辨率和接收灵敏度，实现高质量的图像采集，在医用超声探头上具有广泛应用[1]。现有的超声内镜系统虽然能够提供高分辨率的成像[2]，但由于超声信号在探测深度增加时会受到衰减，导致深层组织的回波信号强度较弱，这可能影响到对深层目标的识别与诊断。而传统的时间增益补偿(Time Gain Compensation, TGC)补偿方案通常采用固定的增益补偿策略，难以应对不同深度和不同组织类型的回波信号，因此需要一种更加灵活且精确的方案来补偿深度衰减[3]。
为改进上述问题，采用PMN-PT单阵元超声换能器，结合FPGA作为核心控制处理器，在单板上完成了超声信号发射与接收的完整处理流程。此外，针对超声回波信号随深度衰减的问题，本文设计并实现了一种基于深度的线性增益结合分段增益调节机制的TGC控制方案。通过FPGA控制DAC输出，动态调整增益，达到自适应的补偿效果。经过TGC处理后的回波信号通过通用串行总线(Universal Serial RBus 3.0, USB3.0)接口传输至上位机进行实时成像显示。
2. 超声成像基本原理
常见的医学超声诊断设备采用压电式微机械换能器。利用逆压电效应，可将高频电信号转换成高频机械振动，实现超声波发射；利用正压电效应，可将超声振动波转换成电信号，实现超声回波接收。B型超声成像是一种基于亮度调制的成像模式，超声回波信号幅度越强，则超声图像像素点越亮。单阵元超声成像则是通过控制超声探头进行机械扫描，以获取不同角度和位置的回波信息，实现二维成像，从而反映生物组织的断层结构信息[4]。
3. 系统结构设计
设计的超声内镜成像系统结构框图如图1所示，主要模块包括FPGA控制处理模块、高压脉冲发射模块、回波信号采集模块、USB3.0模块、上位机显示模块、高频单阵元换能器。
Figure 1. Block diagram of ultrasound endoscopic imaging system
图1. 超声内镜成像系统结构框图
3.1. FPGA控制处理模块
FPGA控制处理模块是整个系统的控制处理核心，主要负责控制激励脉冲的时间和频率、控制采集模块信号增益、接收A/D转换后的超声回波数据并进行数字回波信号处理及传输等工作。
FPGA芯片选用Xilinx公司Artix7系列的XC7A100T，该芯片内部资源丰富、具备大量的IO管脚、充足的逻辑单元及丰富的存储资源，能够满足高性能计算和数据处理的需求。FPGA控制处理模块工作主频设置为200 MHz，通过高速数据通道进行数据处理与传输，确保系统的可靠性与实时成像能力[5]。
3.2. 高压脉冲发射模块
高压脉冲发射模块用于产生与换能器固有频率一致的双极性高压脉冲，激励超声换能器发出超声波。本文采用德州仪器(Texas Instruments, TI)公司的TX7516芯片实现高压脉冲发射功能。该芯片是一款高度集成、高性能的脉冲发射片上系统，最高可支持发出±100 V的双极性脉冲。其内部寄存器由FPGA通过串行外设接口(Serial Peripheral Interface, SPI)编程，用于配置发射脉冲的频率和波形。寄存器配置完成后，FPGA按一定的时间间隔，向该芯片施加低压逻辑控制信号，芯片按寄存器配置的频率和波形控制内部脉冲发生器发出正负高压激励脉冲，脉冲电压由外部高压电源提供。
由于超声信号的发射接收共用一个阵元，为保护低压接收电路，该芯片内部集成了发射/接收(Transmit/Receive, T/R)开关，在高压发送器和低压接收器之间提供高度隔离。当脉冲发生器产生高压脉冲时，T/R开关关断以保护接收器电路；当发射结束后、接收回波信号时T/R开关导通，将回波信号传至低压接收电路。
3.3. 回波信号采集模块
回波信号采集模块用于实现超声回波的预处理，主要包括前置放大、滤波与A/D转换。本文采用TI公司的超声模拟前端芯片AFE5818构建回波信号采集模块。该芯片内部集成了整个模拟前端典型结构，主要包括：低噪声放大器(Low Noise Amplifier, LNA)、压控衰减器(Voltage-Controlled Attenuator, VCAT)、可编程增益放大器(Programmable Gain Amplifier, PGA)、低通滤波器(Low-Pass Filter, LPF)和模数转换器(Analog-to-Digital Converter, ADC)。芯片内部各模块由FPGA通过SPI总线编程内部寄存器以配置具体参数，其中，LNA、PGA信号链的总增益最高可达54 dB，能够满足微弱回波电流信号的转换要求[6]。放大滤波后的信号由14位高速ADC采样，最大采样速率为65 MSPS，满足目标选用的换能器中心频率20 MHz的回波采样需求。ADC采集到的数据以低压差分信号(Low Voltage Differential Signal, LVDS)接口形式传输至FPGA。
Figure 2. Designed Op-Amp circuit
图2. 设计的Op-Amp电路
Figure 3. The relationship between VCAT gain curve and the differential control signal
图3. VCAT增益曲线与差分控制信号关系
为避免随着探测深度的增加导致的高频超声回波信号衰减，需要对回波信号进行时间增益补偿。本文采用按深度线性增益补偿结合分段增益调节的TGC控制方案，以优化超声信号的增益分布。其中，模拟线性时间增益由AFE5818内部集成的VCAT提供，典型增益范围约为0到40 dB。具体来说，每次超声激励脉冲发生后，FPGA通过时钟计数来表征深度，并将每个深度对应的控制电压输入给外部DAC芯片以输出线性变化电压VCNTL，经过图2设计的基于运算放大器(Operational Amplifier, Op-Amp)电路缓冲、滤波、抑制低频噪声后，转化成差分信号VCNTLP和VCNTLM作用于VCAT。VCAT增益曲线与差分控制信号关系如图3所示。TGC增益曲线的最大和最小衰减分别出现在VCNTLP、VCNTLM间差值为1.5 V和0 V处。通过控制VCNTLP和VCNTLM差值从1.5 V线性变化到0 V，实现0到40 dB的线性时间增益补偿。分段增益调节部分由FPGA写寄存器的方式动态控制芯片内部LNA、PGA信号链总增益，将探测范围均匀划分为多个增益调节区段，并根据计算提供相应的补偿值。分段增益的引入可以在线性补偿的基础上，对特定深度区域定点放大，以优化该区域的信号强度，使图像更清晰。
3.4. 数字信号处理模块
ADC采样后的回波信号由FPGA接收并进一步处理。首先使用Xilinx专用解串器ISERDES实现14位数据的解串和位对齐。之后对回波数据进行数字滤波处理，调用FPGA中的有限冲激响应滤波器(Finite Impulse Response, FIR) IP核实现带通滤波，以滤除低频强回声信号及高频干扰信号，保存有用的回波信息。滤波器采样频率设置为65 MHz，与回波采集模块中ADC的采样频率一致。基于目标换能器的中心频率为20 MHz，滤波器上下截止频率分别设置为13 MHz和26 MHz，滤波窗口为32阶汉宁窗。滤波后的信号需要对其解调并提取包络信号，在FPGA中使用希尔伯特变换实现数字化的正交解调。希尔伯特变换是一种信号处理方法，它可以将一个实信号转换为该信号的同向分量和与其相位差为90˚的正交分量。之后提取信号的包络，即对两组正交信号组成的复数求模，其中求平方根的电路使用cordic算法实现。接下来对提取到的包络信号进行对数压缩处理，将幅值保持在合适的动态范围用于成像显示[7]。
3.5. USB3.0数据传输模块
USB3.0是目前广泛应用的超高速数据传输接口，相较于其前身USB2.0，提供了更高的传输速率，最高可达5 Gbps。USB3.0通过增加了两对超高速差分信号线(SSTX+/SSTX−和SSRX+/SSRX−)，使其能够实现全双工的数据传输，提高了数据的传输效率和稳定性。为了充分利用USB3.0的高速传输性能实现超声图像的实时传输，本文采用了FTDI公司生产的FT601芯片。该芯片通过连接FIFO和USB3.0，向上位机传输数据。该芯片具有16 Kb FIFO数据缓存，其内部集成的时钟芯片可提供100 MHz工作时钟，具备高数据处理速度和低功耗。为最大化数据传输速率，本文将FT601配置为“245单通道”模式，通过FPGA控制并将数据写入芯片内部FIFO。FT601首先将TXE_N信号拉低，通知FPGA其WR FIFO中有足够空间进行数据写入，然后FPGA通过写使能信号WR_N将处理好的超声数据写入WR FIFO中缓存，之后上位机发送数据请求信读取缓存数据。在USB3.0传输测试中，实测数据传输速率平均可达350 MB/s，相较其他传统数据传输方法有明显的优势，可满足超声成像实时大量数据传输要求[8]。
4. 系统测试结果
4.1. 硬件仪器测试
图4为搭建的系统硬件测试平台。首先测试高压脉冲发射模块的脉冲发射功能。设置发射的单脉冲信号时间间隔为1 ms，频率为2 MHz，占空比为50%，外部高压电源使用±18 V直流电源。测试仪器为固纬电子公司的GDS-1000A-U系列示波器。测量结果如图5所示，发射模块可按要求输出正确的双极性脉冲。
Figure 4. System hardware testing platform
图4. 系统硬件测试平台
Figure 5. Generated single pulse excitation signal
图5. 发出的单脉冲激励信号
将目标选用的中心频率20 MHz的PMN-PT单阵元聚焦换能器与硬件成像系统连接，在水中对表面平滑的钢板进行脉冲回波测试。激励脉冲电压为±48 V，激励脉冲频率为20 MHz。图6为示波器采集到的超声回波信号，其中，一次回波较强，为目标钢板的首次回波信号，二次回波信号较弱，为多次反射后产生的信号。
Figure 6. Received echo signal
图6. 接收到的回波信号
图7为该信号的脉冲回波及频率响应，超声回波信号位于约5.3 μs，与被测目标实际距离仅有较小的误差。换能器的中心频率、−6 dB带宽根据式(1)、(2)计算[9]。
(1)
(2)
式中ft，fu分别为回波信号在−6 dB处对应频率的下界和上界。
脉冲回波测试结果表明，换能器中心频率、−6 dB带宽分别为20.4 MHz和63.6%，数值接近换能器的设计指标。系统可有效获取回波信息并转换为电压输出，供后续进一步成像处理。
Figure 7. Pulse echo and bandwidth
图7. 脉冲回波及带宽
4.2. 系统成像结果
为验证系统的成像性能，在水中使用等间距的塑料板固定了五根直径为20 μm、水平和垂直方向间距分别为1.2 mm和1 mm的钨丝进行成像。PMN-PT单阵元聚焦换能器焦距是8 mm、由精度1 μm的线性移动平台控制进行移动扫描。图8为系统对采集到的回波信号进行滤波、检波后的处理结果。带通滤波器提取了信号的主要频率成分，去除了噪声干扰后的信号形状更接近实际回波，包络信号的曲线清晰显示了超声信号的主要回波位置和幅度信息。
钨丝成像结果如图9所示，位于换能器焦点处的钨丝图像明亮、清晰，对应图像中心点位置，此处轴向、横向分辨率较高。在远离焦点位置的钨丝相对较暗，但也有较好的轴向分辨率。通过TGC处理前后对比可以看出，TGC补偿了随深度增加的信号衰减，使得不同深度的目标信号强度趋于均衡，增强了深层目标的可见性。钨丝目标边缘更加清晰，对比度提高，特别是在焦距后区域，信号增强效果尤为明显。同时，背景噪声明显减少，整体信噪比提升，改善了成像的动态范围。这一结果表明，采用线性增益补偿结合分段增益调节的TGC控制方式，有助于提升超声图像的质量，使整个成像深度范围内的目标信号更加清晰，补偿后的系统分辨率可达50 μm，可以精确定位消化道内局部组织结构及病灶位置，符合消化道检测要求。
Figure 8. Processing results of pulse ultrasonic echo signal
图8. 脉冲超声回波信号的处理结果
(a) TGC处理前；(b) TGC处理后。
Figure 9. Comparison of tungsten wire imaging results before and after TGC processing
图9. TGC处理前后的钨丝成像结果对比
5. 结论
本文针对消化道疾病诊断，设计并实现了一种基于PMN-PT单阵元超声换能器和FPGA的高分辨率超声内镜成像系统。详细介绍了探头选型、超声成像系统的发射、接收、信号处理及传输各模块设计。提出一种线性增益补偿结合分段增益调节的TGC控制方式以克服超声信号随深度的衰减。实验结果表明，该系统各模块工作稳定，经TGC处理后的超声图像的深度均衡性得到显著提升，信号增强效果明显，能够提供精确、清晰的超声图像，系统分辨率达到50 μm，可有效支持消化道疾病诊断。