基于可編程計算架構的診斷超聲信號處理系統設計

王錄濤 王 微 吳 錫

1(成都信息工程大學計算機學院 四川 成都 610103)2(電子科技大學電子工程學院 四川 成都 611731)

基于可編程計算架構的診斷超聲信號處理系統設計

王錄濤1王 微2吳 錫1

1(成都信息工程大學計算機學院 四川 成都 610103)2(電子科技大學電子工程學院 四川 成都 611731)

診斷超聲信號處理系統的可編程與可重構性對于超聲成像技術研究有著極其重要的意義。給出一種基于可編程計算架構的診斷超聲成像系統的結構組成與實現方法。系統具有48路并行發射通道與回波信號接收通道，可實現128陣元線陣或48陣元相控陣換能器的激勵信號的產生、回波信號調理與50 MHz、12 bit同步采集與接收。數字化回波數據在Virtex6 FPGA內經解串、波束合成、正交解調后送入TMS320C64x+DSP進行組織圖像重建。在系統軟件控制下，DSP通過控制FPGA內的信號處理代碼可實現系統功能的重構，以滿足新一代成像算法開發與驗證需求。

超聲成像 可編程計算 波束合成 系統架構

0 引 言

現代診斷超聲成像裝置采用數字陣列處理技術提高成像分辨率與對比度，要求數字前端的流數據處理能力達到數GB/s[1]。受成本、功耗與占用空間等多方面因素制約，商業診斷超聲成像系統多采用高度集成化的定制芯片實現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研究以及自適應波束合成等高級波束合成算法研究的需求。

近年來，大規模可編程邏輯器件(FPGA)與每秒可執行數G次乘累加運算的高性能DSP的出現，基于可編程計算的診斷超聲信號處理器的設計成為可能[4,5]。Denmark科技大學基于FPGA開發的RASMUS系統，可用于陣列換能器任意發射與接收策略的組合研究[6]。Boni等采用自主開發的ULA-OP超聲成像研究平臺，研究了多普勒矢量處理、脈沖壓縮編碼技術在超聲成像中的應用，以及彈性成像、高幀頻成像等新一代成像技術的可編程、可重構實現方法[7,8]。Alqasemi等設計的基于FPGA的可重構處理器可實現B模式與光聲成像兩種不同成像模式的實時切換與聯合配準成像，顯著提高了腫瘤的診斷能力[9]。

為從前端信號處理出發研究影響成像質量的因素，增加現有系統的工作模態與提高系統集成度，本文詳細闡述了一種采用可編程計算架構的診斷超聲成像信號處理系統設計方案。系統具有48并行發射與接收通道，可實現128陣元線陣換能器或48陣元相控換能器的聲波空間合成與回波信號的并行調理與12 bit精度采樣，采樣速率可達50 MHz。回波信號波束合成、正交解調與濾波等核心前端信號處理在Virtex6 FPGA中實現。作為系統主控單元，FPGA還負責產生系統工作時序、同步各信號處理單元的數據處理以及與DSP的實時數據交換。TMS320C64x+DSP則接收FPGA產生的復基帶信號，重建待測組織的圖像。為滿足不同成像應用對波束合成算法、存儲空間的需求差異，FPGA程序設計充分利用可重構設計技術，以實現資源的優化利用。

1 診斷超聲成像系統

圖1給出了診斷超聲成像系統數據信號處理構成。系統由發射前端、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]。發射前端差生可用于聲波空間合成的高壓脈沖信號。回波信號經時間增益補償TGC(Time Gain compensation)后送入模數轉換器(ADC)進行數字化處理。波束合成器接收多通道數字化回波信號并進行相干疊加以增強接收信號信噪比(SNR)與成像空間分辨率。正交解調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基帶信號。復基帶信號經包絡檢波、對數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，經雜波抑制后估計血流速度、功率等參數并進行成像顯示。

圖1 診斷超聲成像系統數據處理

診斷超聲成像系統根據聲波在人體中傳播時所呈現的聲學特征差異來獲得組織和器官的細微結構的圖像。回波信號的特征決定了系統采樣電路的特征與數據處理能力。首先，超聲回波信號可認為是調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Nyquist采樣理論，為防止信號混疊，同時減少接收回波信號失真，采樣頻率應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，經低噪聲放大后，仍需模數轉換器具有60 dB以上的接收范圍。為高質量重構待測目標的聲像圖，采樣模塊至少應具有12 bit 采樣精度、50 MHz采樣速率，當系統采用64獨立接收通道時，其實時數據處理能力則需達到4.8 GB/s。因此，診斷超聲成像信號處理對處理器的計算能力與流數據處理能力提出了極高的要求。為滿足不同應用場合的成像需求與新的成像技術研究需求，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、正交解調與雜波抑制等核心信號處理模塊具有在線重構能力。

2 系統架構

為滿足診斷超聲成像信號處理計算密度高、流數據處理能力強的需求，圖2給出了采用可編程計算架構的系統實現框圖，系統主要包含模擬前端與數字處理兩部分。

圖2 系統結構框圖

模擬前端由48發射通道和48模擬信號接收通道構成，可編程128×48矩陣開關用于選擇采用線陣換能器時本次掃描采用的陣元，本設計選用的線陣換能器陣元數為128。發射通道采用12片Supertex HV748[10]產生48路雙極性脈沖信號，激勵換能器產生符合系統安全功率規定的超聲波。T/R轉換采用TI TX810[11]，實現發射、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路回波信號進行調理，通過低噪聲放大、15 MHz低通濾波與TGC處理后，經ADC量化產生每通道50 MHz、12 bit的采樣數據流。

數字處理部分采用Xilinx V6LX240T FPGA[12]與TI TMS32 0C6455 DSP[13]。FPGA接收DSP發送的系統工作參數，產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，FPGA解析采用LVDS傳輸的48路數據字化回波信號，經實時波束合成與正交解調，得到回波的復基帶數據。DSP外接512 MB DDR SDRAM用以臨時存儲系統工作參數以及配置文件以及滿足圖像處理的需要。系統工作參數以及配置文件包括系統增益控制參數、波束合成參數、濾波器系數等。圖像重建與增強需要復雜圖像處理算法支撐，且相應運算多采用塊處理模式，該部分功能也采用DSP實現。

模擬前端與數字處理接口信號包括48對模擬回波及采集時序控制LVDS信號、48通道發射脈沖觸發控制信號、高壓脈沖產生模塊、高壓開關陣列、數據采集模塊的控制信號等。為滿足高速數據傳輸時的信號完整性要求，采用符合FMC(FPGA Mezzanine Card)標準的SEMTEC ASP134486[14]與ASP134488[15]接插件。FMC標準用于增強FPGA接口應用的靈活性，其獨特的差分對布局可支持高達 10 GB/s 的信號傳輸速率。

3 FPGA信號處理器設計

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，同時負責產生系統的工作時序。FPGA信號處理器首先接收來自DSP的系統工作參數，完成模擬前端初始化工作，然后根據成像幀頻、每幀圖像包含的掃描線數與每條掃描線包含的像素數等參數產生線同步、幀同步等系統工作時序信號。在發射模式下，根據發射聚焦空間位置產生48路具有不同時間延遲量的發射激勵脈沖。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換、串行信號解析與緩存、實時波束合成、正交解調處理，解調后復基帶數據在接口RAM中進行緩存。最后在線同步脈沖控制下，接口控制模塊讀取接口RAM中的復基帶數據并由SRIO接口發送至DSP，實現前端信號處理與后端圖像處理的并行運行。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現如下：

(1) 發射激勵脈沖產生

發射激勵脈沖產生單元根據參數RAM中的延時參數，同步產生48路發射脈沖信號，實現發射聲波的空間聚焦。延時參數由DSP根據換能器與發射焦點的集合關系計算得到。為獲得具有良好空間指向性的合成波束，發射激勵脈沖產生單元工作時鐘頻率設定為200 MHz，各通道相對延時量化誤差控制在5 ns。

(2) TGC處理

TGC用于補償生物組織對聲波的衰減。系統由DSP根據檢測深度、組織特性等因素計算補償參數，由FPGA控制數模轉換器TLV5619產生電壓控制信號，控制AFE5805 的可變增益放大器VGA(Variable-gain Amplifier)，實現接收回波信號沿距離向增益的動態調整。

(3) 接收數據預處理與緩存

通過各通道接收數據的幅度校正與直流偏置調節，接收預處理單元可以有效降低各接收通道處理誤差。預處理后數據在雙口RAM中進行緩存以便于波束合成處理。雙口RAM的存儲深度N由當前探測深度d與ADC采樣時鐘頻率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

與發射聚焦不同，接收波束合成通過控制每一個合成像素點的48路接收信號的相對延時量、接收孔徑與幅度加權值，可實現逐點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當前焦點位置與各通道時間延遲量產生48通道接收雙口RAM的讀地址，實現各通道回波信號的粗延時處理。差值運算模塊在DSP控制下選用線性差值、lagrange差值或FIR差值方法，根據粗延時處理后的接收回波數據計算當前用于波束合成的回波信號值，進而提高接收延時控制精度，減小波束合成時的幅度誤差。接收孔徑RAM與動態變跡RAM用以存儲48通道的孔徑控制參數與信號幅值加權參數，存儲深度與接收雙口RAM深度相同。根據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值，實現變孔徑與變跡處理。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

正交解調模塊的FPGA代碼主要包含數控振蕩器(NCO)、混頻、低通濾波三個部分。NCO產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據相乘，相乘結果經低通FIR濾波后得到用以成像的復基帶信號并在接口FIFO中進行存儲，接口FIFO的存儲深度與每條掃描線包含的像素數相等。

(6) 系統主控與可重構性設計

系統主控單元精確控制各信號處理單元的工作時序與數據交換，根據DSP提供的系統成像工作模式指令，FPGA動態重構發射與波束合成單元的FPGA代碼、正交解調濾波器系數RAM、接收數據RAM與復基帶信號FIFO的存儲結構。然后在系統復位及采集控制指令下，啟動新的數據采集與信號處理工作。

4 結果分析

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控制邏輯以及模塊間同步邏輯，塊RAM用于接收數據緩存、動態聚焦時間延遲參數、變跡參數存儲以及正交解調后基帶回波數據的存儲。差值運算、動態變跡與正交解調后的濾波操作需要進行大量乘法運算，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，對仿組織體模進行成像。圖5給出了存在軸向5個散射質點時的回波數據處理結果。其中(a)給出了未經TGC處理的48通道射頻數據波束合成后的結果，從圖中可以看出，位于第2000個采樣點處的弱目標回波信號仍可以有效分辨出來；(b)給出了正交解調后的回波數據處理結果，從圖中可以看出第2000個采樣點處的目標回波信號的幅度約為-35 dB，滿足成像動態范圍需求。為便于成像比較，(b)對正交解調后數據進行了對數壓縮處理。

圖5 回波數據處理

正交解調后數據在Matlab中重建成像結果如圖6所示。在圖6中，近場與遠場點目標清晰可見，且成像較為均勻、致密。因此，本文設計的FPGA信號處理系統在視場內可獲得具有較高成像分辨率于較小的幾何失真度的目標結構圖像。

圖6 成像結果

5 結 語

高密度計算與高數據處理帶寬是相控診斷超聲信號處理的顯著特點。采用高性能FPGA與可編程計算架構設計診斷超聲信號處理器，將處理任務劃分為陣元回波信號接收、TGC、動態波束合成、正交解調與數據傳輸接口等單元并進行編程實現，使得從信號前端出發分析影響成像質量的因素成為可能。此外，可編程計算架構極大方便了自適應波束合成技術等高級信號處理技術，以及合成孔徑成像、脈沖編碼、光聲成像等新興成像技術在超聲成像系統中的應用研究，對于增加診斷超聲系統的工作模態，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。國家自然科學基金項目(61071191)。王錄濤，講師，主研領域：高性能嵌入式計算，醫學信號處理，陣列信號處理。王微，博士。吳錫，副教授。

TP3

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