王錄濤 王 微 吳 錫

1(成都信息工程大學(xué)計(jì)算機(jī)學(xué)院 四川 成都 610103)2(電子科技大學(xué)電子工程學(xué)院 四川 成都 611731)

基于可編程計(jì)算架構(gòu)的診斷超聲信號處理系統(tǒng)設(shè)計(jì)

王錄濤1王 微2吳 錫1

1(成都信息工程大學(xué)計(jì)算機(jī)學(xué)院 四川 成都 610103)2(電子科技大學(xué)電子工程學(xué)院 四川 成都 611731)

診斷超聲信號處理系統(tǒng)的可編程與可重構(gòu)性對于超聲成像技術(shù)研究有著極其重要的意義。給出一種基于可編程計(jì)算架構(gòu)的診斷超聲成像系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)組成與實(shí)現(xiàn)方法。系統(tǒng)具有48路并行發(fā)射通道與回波信號接收通道，可實(shí)現(xiàn)128陣元線陣或48陣元相控陣換能器的激勵信號的產(chǎn)生、回波信號調(diào)理與50 MHz、12 bit同步采集與接收。數(shù)字化回波數(shù)據(jù)在Virtex6 FPGA內(nèi)經(jīng)解串、波束合成、正交解調(diào)后送入TMS320C64x+DSP進(jìn)行組織圖像重建。在系統(tǒng)軟件控制下，DSP通過控制FPGA內(nèi)的信號處理代碼可實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)功能的重構(gòu)，以滿足新一代成像算法開發(fā)與驗(yàn)證需求。

超聲成像 可編程計(jì)算 波束合成 系統(tǒng)架構(gòu)

0 引 言

現(xiàn)代診斷超聲成像裝置采用數(shù)字陣列處理技術(shù)提高成像分辨率與對比度，要求數(shù)字前端的流數(shù)據(jù)處理能力達(dá)到數(shù)GB/s[1]。受成本、功耗與占用空間等多方面因素制約，商業(yè)診斷超聲成像系統(tǒng)多采用高度集成化的定制芯片實(shí)現(xiàn)回波信號的波束合成與成像處理[2,3]，造成單個陣元接收回波信號難以獲取，因而無法滿足新興成像技術(shù)研究以及自適應(yīng)波束合成等高級波束合成算法研究的需求。

近年來，大規(guī)?？删幊踢壿嬈骷?FPGA)與每秒可執(zhí)行數(shù)G次乘累加運(yùn)算的高性能DSP的出現(xiàn)，基于可編程計(jì)算的診斷超聲信號處理器的設(shè)計(jì)成為可能[4,5]。Denmark科技大學(xué)基于FPGA開發(fā)的RASMUS系統(tǒng)，可用于陣列換能器任意發(fā)射與接收策略的組合研究[6]。Boni等采用自主開發(fā)的ULA-OP超聲成像研究平臺，研究了多普勒矢量處理、脈沖壓縮編碼技術(shù)在超聲成像中的應(yīng)用，以及彈性成像、高幀頻成像等新一代成像技術(shù)的可編程、可重構(gòu)實(shí)現(xiàn)方法[7,8]。Alqasemi等設(shè)計(jì)的基于FPGA的可重構(gòu)處理器可實(shí)現(xiàn)B模式與光聲成像兩種不同成像模式的實(shí)時(shí)切換與聯(lián)合配準(zhǔn)成像，顯著提高了腫瘤的診斷能力[9]。

為從前端信號處理出發(fā)研究影響成像質(zhì)量的因素，增加現(xiàn)有系統(tǒng)的工作模態(tài)與提高系統(tǒng)集成度，本文詳細(xì)闡述了一種采用可編程計(jì)算架構(gòu)的診斷超聲成像信號處理系統(tǒng)設(shè)計(jì)方案。系統(tǒng)具有48并行發(fā)射與接收通道，可實(shí)現(xiàn)128陣元線陣換能器或48陣元相控?fù)Q能器的聲波空間合成與回波信號的并行調(diào)理與12 bit精度采樣，采樣速率可達(dá)50 MHz?；夭ㄐ盘柌ㄊ铣伞⒄唤庹{(diào)與濾波等核心前端信號處理在Virtex6 FPGA中實(shí)現(xiàn)。作為系統(tǒng)主控單元，F(xiàn)PGA還負(fù)責(zé)產(chǎn)生系統(tǒng)工作時(shí)序、同步各信號處理單元的數(shù)據(jù)處理以及與DSP的實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)交換。TMS320C64x+DSP則接收FPGA產(chǎn)生的復(fù)基帶信號，重建待測組織的圖像。為滿足不同成像應(yīng)用對波束合成算法、存儲空間的需求差異，F(xiàn)PGA程序設(shè)計(jì)充分利用可重構(gòu)設(shè)計(jì)技術(shù)，以實(shí)現(xiàn)資源的優(yōu)化利用。

1 診斷超聲成像系統(tǒng)

圖1給出了診斷超聲成像系統(tǒng)數(shù)據(jù)信號處理構(gòu)成。系統(tǒng)由發(fā)射前端、接收前端、波束處理單元、信號處理單元和圖像處理單元組成[1]。發(fā)射前端差生可用于聲波空間合成的高壓脈沖信號?；夭ㄐ盘柦?jīng)時(shí)間增益補(bǔ)償TGC(Time Gain compensation)后送入模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)進(jìn)行數(shù)字化處理。波束合成器接收多通道數(shù)字化回波信號并進(jìn)行相干疊加以增強(qiáng)接收信號信噪比(SNR)與成像空間分辨率。正交解調(diào)模塊包含混頻與低通濾波信號處理單元，將以換能器中心頻率為載波的射頻回波信號變換為復(fù)基帶信號。復(fù)基帶信號經(jīng)包絡(luò)檢波、對數(shù)壓縮等處理后可用于B模式成像處理，也可送入多普勒信號處理器，經(jīng)雜波抑制后估計(jì)血流速度、功率等參數(shù)并進(jìn)行成像顯示。

圖1 診斷超聲成像系統(tǒng)數(shù)據(jù)處理

診斷超聲成像系統(tǒng)根據(jù)聲波在人體中傳播時(shí)所呈現(xiàn)的聲學(xué)特征差異來獲得組織和器官的細(xì)微結(jié)構(gòu)的圖像?；夭ㄐ盘柕奶卣鳑Q定了系統(tǒng)采樣電路的特征與數(shù)據(jù)處理能力。首先，超聲回波信號可認(rèn)為是調(diào)制在換能器中心頻率上的具有一定帶寬的射頻信號，而常用換能器工作頻率一般低于20 MHz。根據(jù)Nyquist采樣理論，為防止信號混疊，同時(shí)減少接收回波信號失真，采樣頻率應(yīng)高于換能器中心頻率的4～10倍[1]。其次，由于組織對聲波的衰減作用，換能器接收回波信號幅度通常在10～30μVpp范圍，經(jīng)低噪聲放大后，仍需模數(shù)轉(zhuǎn)換器具有60 dB以上的接收范圍。為高質(zhì)量重構(gòu)待測目標(biāo)的聲像圖，采樣模塊至少應(yīng)具有12 bit 采樣精度、50 MHz采樣速率，當(dāng)系統(tǒng)采用64獨(dú)立接收通道時(shí)，其實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)處理能力則需達(dá)到4.8 GB/s。因此，診斷超聲成像信號處理對處理器的計(jì)算能力與流數(shù)據(jù)處理能力提出了極高的要求。為滿足不同應(yīng)用場合的成像需求與新的成像技術(shù)研究需求，如合成孔徑成像、脈沖編碼成像與光聲成像等[8,9]，則要求波束合成、正交解調(diào)與雜波抑制等核心信號處理模塊具有在線重構(gòu)能力。

2 系統(tǒng)架構(gòu)

為滿足診斷超聲成像信號處理計(jì)算密度高、流數(shù)據(jù)處理能力強(qiáng)的需求，圖2給出了采用可編程計(jì)算架構(gòu)的系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)框圖，系統(tǒng)主要包含模擬前端與數(shù)字處理兩部分。

圖2 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖

模擬前端由48發(fā)射通道和48模擬信號接收通道構(gòu)成，可編程128×48矩陣開關(guān)用于選擇采用線陣換能器時(shí)本次掃描采用的陣元，本設(shè)計(jì)選用的線陣換能器陣元數(shù)為128。發(fā)射通道采用12片Supertex HV748[10]產(chǎn)生48路雙極性脈沖信號，激勵換能器產(chǎn)生符合系統(tǒng)安全功率規(guī)定的超聲波。T/R轉(zhuǎn)換采用TI TX810[11]，實(shí)現(xiàn)發(fā)射、接收通道的信號隔離。集成接收前端AFE5805(6片，每片8通道)對48路回波信號進(jìn)行調(diào)理，通過低噪聲放大、15 MHz低通濾波與TGC處理后，經(jīng)ADC量化產(chǎn)生每通道50 MHz、12 bit的采樣數(shù)據(jù)流。

數(shù)字處理部分采用Xilinx V6LX240T FPGA[12]與TI TMS32 0C6455 DSP[13]。FPGA接收DSP發(fā)送的系統(tǒng)工作參數(shù)，產(chǎn)生可用空間波束合成的48路低壓激勵脈沖信號。在接收模式下，F(xiàn)PGA解析采用LVDS傳輸?shù)?8路數(shù)據(jù)字化回波信號，經(jīng)實(shí)時(shí)波束合成與正交解調(diào)，得到回波的復(fù)基帶數(shù)據(jù)。DSP外接512 MB DDR SDRAM用以臨時(shí)存儲系統(tǒng)工作參數(shù)以及配置文件以及滿足圖像處理的需要。系統(tǒng)工作參數(shù)以及配置文件包括系統(tǒng)增益控制參數(shù)、波束合成參數(shù)、濾波器系數(shù)等。圖像重建與增強(qiáng)需要復(fù)雜圖像處理算法支撐，且相應(yīng)運(yùn)算多采用塊處理模式，該部分功能也采用DSP實(shí)現(xiàn)。

模擬前端與數(shù)字處理接口信號包括48對模擬回波及采集時(shí)序控制LVDS信號、48通道發(fā)射脈沖觸發(fā)控制信號、高壓脈沖產(chǎn)生模塊、高壓開關(guān)陣列、數(shù)據(jù)采集模塊的控制信號等。為滿足高速數(shù)據(jù)傳輸時(shí)的信號完整性要求，采用符合FMC(FPGA Mezzanine Card)標(biāo)準(zhǔn)的SEMTEC ASP134486[14]與ASP134488[15]接插件。FMC標(biāo)準(zhǔn)用于增強(qiáng)FPGA接口應(yīng)用的靈活性，其獨(dú)特的差分對布局可支持高達(dá) 10 GB/s 的信號傳輸速率。

3 FPGA信號處理器設(shè)計(jì)

FPGA信號處理器作為核心信號處理器，用以完成超聲成像的前端信號處理工作，同時(shí)負(fù)責(zé)產(chǎn)生系統(tǒng)的工作時(shí)序。FPGA信號處理器首先接收來自DSP的系統(tǒng)工作參數(shù)，完成模擬前端初始化工作，然后根據(jù)成像幀頻、每幀圖像包含的掃描線數(shù)與每條掃描線包含的像素?cái)?shù)等參數(shù)產(chǎn)生線同步、幀同步等系統(tǒng)工作時(shí)序信號。在發(fā)射模式下，根據(jù)發(fā)射聚焦空間位置產(chǎn)生48路具有不同時(shí)間延遲量的發(fā)射激勵脈沖。在接收工作模式下依次完成48路并行300 MHz ADC LVDS輸出信號差分至單端轉(zhuǎn)換、串行信號解析與緩存、實(shí)時(shí)波束合成、正交解調(diào)處理，解調(diào)后復(fù)基帶數(shù)據(jù)在接口RAM中進(jìn)行緩存。最后在線同步脈沖控制下，接口控制模塊讀取接口RAM中的復(fù)基帶數(shù)據(jù)并由SRIO接口發(fā)送至DSP，實(shí)現(xiàn)前端信號處理與后端圖像處理的并行運(yùn)行。程序采用Verilog HDL編寫，功能框圖如圖3所示。

圖3 FPGA功能框圖

FPGA信號處理器主要功能單元實(shí)現(xiàn)如下：

(1) 發(fā)射激勵脈沖產(chǎn)生

發(fā)射激勵脈沖產(chǎn)生單元根據(jù)參數(shù)RAM中的延時(shí)參數(shù)，同步產(chǎn)生48路發(fā)射脈沖信號，實(shí)現(xiàn)發(fā)射聲波的空間聚焦。延時(shí)參數(shù)由DSP根據(jù)換能器與發(fā)射焦點(diǎn)的集合關(guān)系計(jì)算得到。為獲得具有良好空間指向性的合成波束，發(fā)射激勵脈沖產(chǎn)生單元工作時(shí)鐘頻率設(shè)定為200 MHz，各通道相對延時(shí)量化誤差控制在5 ns。

(2) TGC處理

TGC用于補(bǔ)償生物組織對聲波的衰減。系統(tǒng)由DSP根據(jù)檢測深度、組織特性等因素計(jì)算補(bǔ)償參數(shù)，由FPGA控制數(shù)模轉(zhuǎn)換器TLV5619產(chǎn)生電壓控制信號，控制AFE5805 的可變增益放大器VGA(Variable-gain Amplifier)，實(shí)現(xiàn)接收回波信號沿距離向增益的動態(tài)調(diào)整。

(3) 接收數(shù)據(jù)預(yù)處理與緩存

通過各通道接收數(shù)據(jù)的幅度校正與直流偏置調(diào)節(jié)，接收預(yù)處理單元可以有效降低各接收通道處理誤差。預(yù)處理后數(shù)據(jù)在雙口RAM中進(jìn)行緩存以便于波束合成處理。雙口RAM的存儲深度N由當(dāng)前探測深度d與ADC采樣時(shí)鐘頻率fclk決定：

(1)

其中，c=1054 m/s，為聲波在人體中的傳播速度。

(4) 接收波束合成

與發(fā)射聚焦不同，接收波束合成通過控制每一個合成像素點(diǎn)的48路接收信號的相對延時(shí)量、接收孔徑與幅度加權(quán)值，可實(shí)現(xiàn)逐點(diǎn)聚焦并提高成像分辨率的空間一致性。接收波束合成單元首先根據(jù)當(dāng)前焦點(diǎn)位置與各通道時(shí)間延遲量產(chǎn)生48通道接收雙口RAM的讀地址，實(shí)現(xiàn)各通道回波信號的粗延時(shí)處理。差值運(yùn)算模塊在DSP控制下選用線性差值、lagrange差值或FIR差值方法，根據(jù)粗延時(shí)處理后的接收回波數(shù)據(jù)計(jì)算當(dāng)前用于波束合成的回波信號值，進(jìn)而提高接收延時(shí)控制精度，減小波束合成時(shí)的幅度誤差。接收孔徑RAM與動態(tài)變跡RAM用以存儲48通道的孔徑控制參數(shù)與信號幅值加權(quán)參數(shù)，存儲深度與接收雙口RAM深度相同。根據(jù)探測深度選擇不同的波束合成孔徑與賦予各通道接收回波信號不同的權(quán)值，實(shí)現(xiàn)變孔徑與變跡處理。接收波束合成單元如圖4所示。

圖4 接收波束合成單元原理框圖

(5) 正交解調(diào)

正交解調(diào)模塊的FPGA代碼主要包含數(shù)控振蕩器(NCO)、混頻、低通濾波三個部分。NCO產(chǎn)生與載波頻率一致的正弦與余弦波，分別與合成回波射頻數(shù)據(jù)相乘，相乘結(jié)果經(jīng)低通FIR濾波后得到用以成像的復(fù)基帶信號并在接口FIFO中進(jìn)行存儲，接口FIFO的存儲深度與每條掃描線包含的像素?cái)?shù)相等。

(6) 系統(tǒng)主控與可重構(gòu)性設(shè)計(jì)

系統(tǒng)主控單元精確控制各信號處理單元的工作時(shí)序與數(shù)據(jù)交換，根據(jù)DSP提供的系統(tǒng)成像工作模式指令，F(xiàn)PGA動態(tài)重構(gòu)發(fā)射與波束合成單元的FPGA代碼、正交解調(diào)濾波器系數(shù)RAM、接收數(shù)據(jù)RAM與復(fù)基帶信號FIFO的存儲結(jié)構(gòu)。然后在系統(tǒng)復(fù)位及采集控制指令下，啟動新的數(shù)據(jù)采集與信號處理工作。

4 結(jié)果分析

表1匯總了在ISE 14.5中布局布線后的FPGA資源使用情況。分布式邏輯主要用于系統(tǒng)控制邏輯以及模塊間同步邏輯，塊RAM用于接收數(shù)據(jù)緩存、動態(tài)聚焦時(shí)間延遲參數(shù)、變跡參數(shù)存儲以及正交解調(diào)后基帶回波數(shù)據(jù)的存儲。差值運(yùn)算、動態(tài)變跡與正交解調(diào)后的濾波操作需要進(jìn)行大量乘法運(yùn)算，因而乘法資源使用比例較高。

表1 FPGA資源使用情況

采用工作頻率為7.5 MHz、128陣元的線陣，對仿組織體模進(jìn)行成像。圖5給出了存在軸向5個散射質(zhì)點(diǎn)時(shí)的回波數(shù)據(jù)處理結(jié)果。其中(a)給出了未經(jīng)TGC處理的48通道射頻數(shù)據(jù)波束合成后的結(jié)果，從圖中可以看出，位于第2000個采樣點(diǎn)處的弱目標(biāo)回波信號仍可以有效分辨出來；(b)給出了正交解調(diào)后的回波數(shù)據(jù)處理結(jié)果，從圖中可以看出第2000個采樣點(diǎn)處的目標(biāo)回波信號的幅度約為-35 dB，滿足成像動態(tài)范圍需求。為便于成像比較，(b)對正交解調(diào)后數(shù)據(jù)進(jìn)行了對數(shù)壓縮處理。

圖5 回波數(shù)據(jù)處理

正交解調(diào)后數(shù)據(jù)在Matlab中重建成像結(jié)果如圖6所示。在圖6中，近場與遠(yuǎn)場點(diǎn)目標(biāo)清晰可見，且成像較為均勻、致密。因此，本文設(shè)計(jì)的FPGA信號處理系統(tǒng)在視場內(nèi)可獲得具有較高成像分辨率于較小的幾何失真度的目標(biāo)結(jié)構(gòu)圖像。

圖6 成像結(jié)果

5 結(jié) 語

高密度計(jì)算與高數(shù)據(jù)處理帶寬是相控診斷超聲信號處理的顯著特點(diǎn)。采用高性能FPGA與可編程計(jì)算架構(gòu)設(shè)計(jì)診斷超聲信號處理器，將處理任務(wù)劃分為陣元回波信號接收、TGC、動態(tài)波束合成、正交解調(diào)與數(shù)據(jù)傳輸接口等單元并進(jìn)行編程實(shí)現(xiàn)，使得從信號前端出發(fā)分析影響成像質(zhì)量的因素成為可能。此外，可編程計(jì)算架構(gòu)極大方便了自適應(yīng)波束合成技術(shù)等高級信號處理技術(shù)，以及合成孔徑成像、脈沖編碼、光聲成像等新興成像技術(shù)在超聲成像系統(tǒng)中的應(yīng)用研究，對于增加診斷超聲系統(tǒng)的工作模態(tài)，提升診斷水平有著極其重要的意義。

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DESIGN OF MEDICAL ULTRASOUND SINGNAL PROCESSING SYSTEM BASED ON PROGRAMMABLE COMPUTING ARCHITECTURE

Wang Lutao1Wang Wei2Wu Xi1

1(SchoolofComputeScienceandTechnology,ChengduUniversityofInformationTechnology,Chengdu610103,Sichuan，China)2(SchoolofElectronicEngineering,UniversityofElectronicScienceandTechnologyofChina,Chengdu611731,Sichuan，China)

The availability of programmable and reconfigurable signal processing system has a considerable impact on the research of medical ultrasound imaging technology. Thus, a medical ultrasound signal processing system structures based on programmable computing architecture and its implementation is presented. This system consists 48 parallel transmitting and 48 parallel receiving channels which are capable of transmitting high power pulses, conditioning echoes and 12 bit sampling at a 50 MHz rate. Subsequently, the digitized signal samples are de-serialized, beam formed and demodulated by using a virtex6 FPGA and then they are sent to TMS320C64x+DSP to reconstruct the tissue images. Under the control of the system software, DSP is able toreconfigure the system function by controlling the signal processing codes in FPGA. This provides a flexible platform for supporting the development of new algorithms and emerging new ultrasound imaging applications.

Ultrasound imaging Programmable computing Beamforming System architecture

2015-10-28。國家自然科學(xué)基金項(xiàng)目(61071191)。王錄濤，講師，主研領(lǐng)域：高性能嵌入式計(jì)算，醫(yī)學(xué)信號處理，陣列信號處理。王微，博士。吳錫，副教授。

TP3

A

10.3969/j.issn.1000-386x.2017.01.037