編碼發射技術在醫學高頻超聲成像中的研究進展

王寧浩，徐 杰，韓志樂，崔崤峣，簡小華

(1.中國科學院蘇州生物醫學工程技術研究所，江蘇蘇州215163；2.中國科學技術大學，安徽合肥230026)

0 引 言

頻率大于15 MHz的高頻超聲(High Frequency Ultrasound,HFUS)是獲取高分辨率的生物組織圖像的有效手段[1]，具有無創、無輻射、分辨率高、實時性好以及檢查費用低等優點，其在眼科、消化、呼吸、神經、皮膚和血管內等方面的臨床應用日益普及和廣泛[2-5]。然而，由于組織中超聲波的衰減隨頻率增加而呈指數級升高，且一般HFUS換能器陣列尺寸較小，具有短波長和低 F數(相對孔徑的倒數)的特點，從而導致HFUS成像在組織中較深區域時衰減嚴重，回波信號幅值弱，極易淹沒在噪聲中，導致HFUS景深(Depth of Field,DOF)有限且信噪比(Signal to Noise Ratio,SNR)低，嚴重限制了HFUS的成像質量及其在臨床的應用推廣。

為解決這些問題，國內外研究人員開展了大量的研究工作。針對 DOF受限方面，研究發現采用高頻超聲環形陣列進行成像可以有效地增加DOF[6]，但該方法需要使用特制的超聲探頭，無法兼容現有的常規線陣、凸陣和相控陣探頭，限制了其使用范圍和能力。針對高頻超聲波的衰減問題，研究表明編碼發射技術利用有限峰值幅度的長串編碼脈沖，可在保持HFUS空間分辨率的同時能顯著提高圖像的 SNR。編碼發射技術無須改變現有系統硬件和探頭配置，僅通過調制激勵脈沖和解碼方式即可得到實時的高質量的圖像，具有良好的技術兼容性和適用性，因此在彈性成像[7-9]、多普勒成像[10-12]以及諧波成像[13-14]等多個HFUS領域得到了越來越多的研究和應用。編碼方式對成像質量有著重要影響，同時，激勵脈沖以及回波信號的質量以及信號處理方式等也是決定成像質量的重要因素，為此超聲系統的設計[15]、波形發生器[16-17]和濾波器[18]等硬件的改良和實現也是國內外學者越來越重視的方面。

目前，已有相關文獻[19]對編碼發射技術的研究進展進行了綜述，但是就最近幾年高頻成像領域的編碼發射技術，以及針對各種編碼組合的新技術的總結尚且不多。因此，本文對最近幾年醫學高頻超聲成像中編碼發射技術的發展狀況進行綜述，包括編碼發射技術在高頻超聲成像中的多種應用以及國內外學者針對不同編碼發射技術的不足之處提出的改進方法，對其后續的研究進行展望，為從事相關研究工作的人員提供參考和借鑒。

1 高頻超聲成像中的編碼發射技術

編碼發射技術的基本流程框圖如圖1所示，其與傳統脈沖回波成像的主要區別在于發射電路和接收電路的功能上，編碼發射技術的發射電路需要發射編碼激勵，必要時還需要對其進行調制處理。同時，為得到與單脈沖激勵寬度相近、但幅度遠遠提高的信號，接收電路需要對回波信號進行脈沖壓縮。傳統脈沖回波成像方式和編碼激勵成像方式的基本工作原理如圖2[20]所示。

目前，在醫學超聲成像中應用最廣泛的編碼發射技術是 Chirp碼，巴克(Barker)碼和格雷(Golay)碼。文獻[19]已對這些編碼發射技術的工作原理和優缺點進行詳細的總結和比較。這些超聲編碼信號的分類由表1給出，其優、缺點如表2[19]中所示。

圖1 編碼發射技術流程框圖Fig.1 Block diagram of encoding transmission technique

就高頻成像而言，當使用相位編碼方式時，系統在動態成像時，由于成像對象的運動和成像系統本身的掃描，編碼及信號采集時其位置或形態的變化會引起相位偏移，在傅里葉變換時這種相位偏移被誤認為是位置信息，從而導致產生無法消除的距離旁瓣偽像[21]，對圖像造成無法忽略的影響，同時相位編碼會受到碼長限制和發射機制的的影響，因此對這些方面的改進以及提高衰減頻率的魯棒性是相位編碼在高頻成像方面的重點和難點。

圖2 脈沖回波發射和編碼反射的基本工作原理[20]Fig.2 Schematic diagram of basic working principle for normal pulse excitation and coded excitation[20]

表1 編碼信號的分類Table 1 Different coding types

表2 超聲成像中編碼方式的性能比較[19]Table 2 Performance comparison of different coding types in ultrasound imaging[19]

由表2可知，Chirp碼脈沖壓縮效果受衰減和波束合成等非線性因素的影響相對較小，且只需要一次發射就可以完成脈沖壓縮，受組織運動影響較小，對衰減的頻率依賴性方面具有更強的魯棒性。因此如何在高頻成像中將其他方法與Chirp編碼發射技術相結合，得到目標效果，是現階段的主要研究方向[22-23]。但是由于 Chirp碼需要多幅值發射電壓，對發射電壓和硬件的要求較高。為使編碼發射技術適用于高頻成像，國內外研究人員提出了各種不同的針對性改進方法。

1.1 DF-Chirp編碼激勵方法

將 Chirp編碼激勵的脈沖與雙頻(Dual Frequency,DF)差激勵的波形相結合技術被稱為DF-Chirp編碼激勵方法[24]。

雙頻(DF)差激勵技術在高頻超聲中用于誘導來自微泡的低頻非線性散射，并通過傳輸兩個高頻正弦波，在差分頻率下產生包絡分量。包絡分量接近微泡共振頻率會提高激發效率，然而通過延長傳輸脈沖長度來提供足夠的包絡分量需要以降低軸向分辨率為代價。而Chirp編碼屬于發射線性調頻(Linear Frequency Modulation,LFM)編碼激勵，與傳統短時脈沖激勵相比，在固定脈沖長度和相同聲波能量的條件下，可以提供更寬的信號帶寬，從而改善軸向分辨率[15]。在高頻超聲成像中，DF-Chirp的發射信號是通過將Chirp碼嵌入到DF差激勵的包絡分量中進行脈沖壓縮，其波形實現如圖3所示。雙頻(DF)差激勵方法提高了橫向分辨率，Chirp編碼激勵技術則在保持聲波能量的同時提高了軸向分辨率，DF-Chirp編碼激勵方法結合兩者的成像優勢，同時提高了橫向分辨率和軸向分辨率。

圖3 DF-Chirp碼波形形成示意圖[24]Fig.3 The diagram of waveform formation of DF-Chirp code

文獻[24]的實驗結果如圖4所示，以對比組織比(Contrast to Tissue Ratio,CTR)為圖像評價標準，在 600 kPa和 1 000 kPa的焦點聲壓下，DF-Chirp的成像效果都明顯優于長DF(DF-long)(脈沖長度為5 μs)和短 DF(DF-short)(脈沖長度為 1 μs)：DF-long與DF-Chirp成像脈沖長度相同，DF-Chirp明顯提高了軸向分辨率；DF-short和DF-Chirp成像軸向分辨率相近，但DF-Chirp明顯降低了背景噪聲。

然而，微泡的非線性振蕩會改變撞擊包絡分量的相位[25]，導致回波信號不能使用匹配濾波器進行充分的解碼，這種不匹配會導致距離旁瓣增大，引起明顯的圖像偽影，從而降低圖像的對比度。同時Chirp編碼對發射電壓和硬件要求較高，也是DF-Chirp差激勵方法面臨的問題。

圖4 從左到右：微泡在DF-Chirp，DF-long和DF-short不同激勵下的B模式圖像(a)～(c)中的焦點聲壓為600kPa，(d)～(f)為 1 000 kPa[24]Fig.4 Microbubble’s B mode images:From left to right Figures are DF-Chirp,DF-long and DF-short,respectively.The focal acoustic pressure in(a)～(c)is 600 kPa,and(d)～(f)is 1 000 kPa[24]

1.2 組合脈沖反轉Chirp編碼組織諧波成像技術

組織諧波成像(Tissue Harmonic Imaging,THI)可降低旁瓣水平，獲得橫向分辨率和組織對比度更高的圖像[14]。特別是高頻成像方面，精細的成像對器官微創的診斷有重要意義，高頻次諧波成像技術可獲取高精度的微脈管系統圖像[26]，THI已被應用于血管內超聲(Intravascular Ultrasound,IVUS)[27-28]。但THI動態范圍小，同時受到諧波頻率衰減和帶寬限制等的影響，會引起空間分辨率降低[29]。

針對這個問題，研究[13]表明編碼激勵技術應用于THI可以補償降低的信噪比，同時有研究[30]證明脈沖反轉組織諧波成像(Pulse Inversion Chirp Coded Tissue Harmonic Imaging,PI-CTHI)較THI具有更深的穿透深度。PI-CTHI方法是通過交替地發送幅度反轉的脈沖串，然后將獲得的相鄰兩條波束線求和，從而抵消基頻上的信號。然而旁瓣水平的提高使得PI-CTHI不適用于B模式成像，文獻[31]提出的一種組合脈沖反轉 Chirp編碼組織諧波成像(Combined Chirp Coded Tissue Harmonic and Fun-damental Ultrasound Imaging,CPI-CTHI)技術，該技術在 20～60 MHz頻段的成像展現了其優越性。CPI-CTHI的發射波形是組合Chirp脈沖，通過用于基本 Chirp編碼激勵成像(Found Chirp Coded Imaging,F-CI)的Chirp脈沖串與用于PI-CTHI的子諧波脈沖串組合，其脈沖產生如圖 5[31]所示，利用匹配濾波器進行回波的脈沖壓縮。這種成像技術能夠降低旁瓣水平并提高回波信噪比，同時可以減少旁瓣中的Chirp編碼成像占比，可以更為清晰地描繪具有非線性系數、不均勻分布的血管內影像。

圖5 組合Chirp脈沖：由基本Chirp脈沖和諧波Chirp脈沖相加產生[31]Fig.5 Generation of a combined chirped waveform [31](Both harmonic and fundamental chirp are summed to generate the final waveform)

文獻[31]給出的成像對比如圖 6所示，6(a)～6(c)分別顯示了通過 CPI-CTHI、PI-CTHI和 F-CI獲得的兔氣管的橫截面超聲圖像。為了便于對比觀察，圖6(d)給出了動物的氣管組織。CPI-CTHI成像清楚地描繪了上皮層和連接處的組織，而且相較于其他兩種成像方式，上皮層下的血管更加清晰。值得注意的是，假回波會導致PI-CTHI成像方式在軟骨層外產生偽影，這種偽影會導致圖像模糊，而CPI-CTHI成像方式中則沒有出現這種問題。

圖6 不同編碼方法獲得的動物氣管超聲圖像[31]Fig.6 Animal tracheal ultrasound images obtained by different coding methods[31]

CPI-CTHI是結合多項前人的工作設計優化出來的一種適用于高頻的IVUS的成像技術，解決了旁瓣水平過高、穿透深度不足等醫學高頻成像中常見的難題，其局限性可能還是在于Chirp編碼的固有特點，即對發射電壓和硬件的要求較高。

1.3 結合失配濾波器的LFM-Barker編碼發射技術

LFM-Barker編碼發射技術是LFM代替正弦波作為Barker碼載波的編碼發射技術[32]。Barker編碼激勵屬于相位編碼發射技術，傳統的Barker碼用正弦波的單頻載波調制(Sinusoid-Barker)，與線性調頻編碼激勵相比，具有更簡單的脈沖發生器和更低的成本，但其頻譜與超聲換能器的頻譜不一致[33]。此外，由表1可知，Barker碼是單次發射的雙相位編碼，有良好的自相關距離旁瓣水平。對于長度為N的Barker碼，其自相關距離旁瓣水平為1/N(正弦波的單頻載波具有大約為1的時間帶寬積TB，Barker編碼激勵的SNR增益只能通過其長度來實現)。理想狀態下，增加Barker碼的長度可獲得更低的旁瓣水平，同時改善SNR，但實際情況是最長的Barker碼也僅有13位，因此采用Barker碼發射成像時，獲得的最小自相關距離旁瓣水平也高達 1/13。如此高的旁瓣水平將導致圖像中出現不可接受的偽影現象，且該方法在傳輸能量方面也顯得不足。

文獻[34]將Barker編碼發射技術應用于眼科高頻成像，同時對比了匹配濾波器和失配濾波器的效果，表明失配濾波器的使用可得到更加理想的旁瓣水平。匹配濾波器和失配濾波器的主要區別是濾波器的長度以及幅度電平不同[35]。失配濾波器比匹配濾波器更長且具有多個幅度電平，可在保證 SNR的同時顯著降低旁瓣電平，從而提高成像水平[36]。

圖7 LFM-Barker碼：由過采樣的Barker碼和基本脈沖序列Chirp碼卷積形成[37]Fig.7 LFM-Barker:a convolution of a base pulse sequence with an oversampled Barker code sequence[37]

LFM-Barker編碼發射技術在一個Barker芯片中采用線性頻率調制，而在 Barker芯片間則采用Barker相位調制的方法，其發射信號的產生方式如圖7[37]所示。相較于傳統的Barker編碼發射技術，其頻譜可靈活地響應超聲換能器頻譜，頻移靈敏度高，對衰減頻率依賴性的魯棒性強，同時結合失配濾波器解碼，可很好地應用于頻率相關衰減的情況。

圖8[32]是文獻[32]運用Field Ⅱ進行的B模式成像模擬結果，圖中有4個識別點，兩兩之間的距離由上往下逐漸遞減。比較兩種編碼方式的成像結果可知，傳統的Sinusoid-Barker編碼方式不能分辨最后的兩個相鄰點，而 LFM-Barker編碼方式則可以做到，驗證了 LFM-Barker編碼發射技術能夠提高軸向分辨率這一優勢。

圖8 具有(a)LFM-Barker編碼激勵和(b)傳統Barker編碼激勵的四點目標的B模式圖像[32]Fig.8 B-mode images of four point targets with(a)LFMBarker coded excitation and(b)Sinusoid-Barker[32]coded excitation

由于LFM-Barker編碼方式引入了LFM，Barker碼相較于Chirp碼成本低、電路實現簡單的優勢將不復存在，其脈沖發生器的電路和硬件將變得復雜，同時SNR增益也會降低。

1.4 Barker-Golay調制編碼發射技術

Barker-Golay(Barker Sequence Modulated Golay Coded,BMG)調制編碼發射技術是一種Barker碼調制的Golay編碼激勵技術[38]。

與Barker碼一樣，Golay碼也是相位編碼，其編碼序列皆是由“1”和“-1”排列組合構成，進行編碼發射的電路只需產生正負電壓即可，因此發射電路易于實現[39]。Golay碼是成對發射的雙相序列，其具有的優勢是與單次發射的編碼相比，兩次發射在理論上可以消除距離旁瓣。編碼激勵技術可以在不降低軸向分辨率的情況下實現SNR的提高，SNR的改善程度則是由碼長決定的[40]。

傳統的Golay碼和Barker碼都只有有限的碼長序列，因此在使用這兩種編碼激勵技術時，面對不同的情況，只有有限的選擇。BMG的原理是將一對Golay碼分別與Barker碼進行卷積處理，將處理后的序列相加，通過解碼得到輸出信號。此方法可改善編碼激勵的信號強度并增加碼長的靈活性。

圖 9[38]為 BMG碼的生成和脈沖壓縮示例，可見使用 Barker碼調制 Golay碼后可以有效增加碼長，還能增加碼長的選擇。同時，回波信號脈沖壓縮后具有更高水平的主瓣，從而提高了信號的強度。

如圖10[38]所示，文獻[38]將BMG碼發射技術與其他幾種編碼發射技術進行了成像對比。結果表明，相較于傳統脈沖信號、Barker碼和Golay碼，BMG編碼激勵成像的SNR提高效果最好。通過圖10(c)～10(f)的囊腫放大圖像也可以看出BMG碼的成像水平要高于其他3種編碼發射技術。

但是BMG編碼方法在增強信號強度的同時也增加了距離旁瓣，同時兩次發射的機制容易受組織運動的影響。并且，這種編碼發射技術可能只適應于眼科等組織相對靜止的高頻超聲成像，成像條件比較受限。

1.5 結合PRF/4解碼的Golay編碼發射技術

結合PRF/4解碼的Golay編碼發射技術是在發射Golay編碼激勵的基礎上，基于Golay激勵的主瓣和距離旁瓣分量之間的半脈沖重復頻率(Pulse Repetition Frequency,PRF)fPR的多普勒頻譜差異，使用截止頻率為fPR/4的低通濾波器(PFR/4解碼濾波器)進行慢速解碼，將所需的主瓣與旁瓣干擾分開，從而改善成像質量的一種編碼發射技術[41]。

圖9 BMG碼的生成和脈沖壓縮示例[38]Fig.9 Illustration of BMG code generation and compression[38]

圖10(a)使用BMG編碼激勵的B模式圖像，(b)點目標的軸向輪廓，(c)～(f)：不同編碼激勵下的囊腫的放大圖像(c)傳統脈沖，(d)Barker碼，(e)Golay碼和(f)BMG碼[38]Fig.10(a)B-mode image by using BMG code,(b)axial profiles of the point target located.(c)～(f):Enlarged image of the cyst by different code excitation,(c)traditional pulse,(d)barker code,(e)golay code and(f)BMG code[38]

盡管相位編碼較Chirp編碼具有硬件要求低、SNR增益高的顯著優點[42]，但其在動態成像方面不可忽視的旁瓣偽影現象限制了其在高頻成像方面的應用。如何抑制旁瓣是相位編碼面臨的主要問題。

傳統的多普勒檢測是通過使用同一個波形對成像對象進行重復發射，計算每次發射的回波之間的相移來檢測超聲換能器和成像對象之間的距離變化。Golay互補序列兩次發射的屬性，要求分別解碼兩次回波信號來獲得所需的成像信息，這就會產生嚴重的運動偽影。圖11[41]說明了Golay編碼發射技術在多普勒成像中運動偽影的產生機理。

結合 PRF/4解碼濾波器的 Golay編碼發射技術，對于流速介于-fPR/4～fPR/4之間的多普勒成像，可以有效消除旁瓣偽影。為了保證PRF/4解碼濾波器的解碼性能，PRF/4解碼濾波器將±PRF/2頻率上的旁瓣置零，同時有效抑制了-fPR/2～-fPR/4及-fPR/4～fPR/2頻率范圍內的所有旁瓣[12]。文獻[41]將這種技術應用于商業40 MHz的商業臨床超聲系統，并與傳統 Golay編碼發射技術進行了成像對比，圖 12[41]所示的彩色血流(Color Flow,CF)成像中，藍色陰影的色塊是由旁瓣造成的偽影，圖12(a)可以看出傳統的和修改解碼的Golay編碼發射技術都受到明顯的旁瓣偽影的影響，PRF/4解碼技術則能有效抑制了這些偽像以恢復準確的CF信息。

然而，PRF/4解碼技術在運動成像中存在的問題是，不同回波的主瓣和旁瓣可能產生混疊，這也稱為旁瓣混疊現象，旁瓣混疊的存在可能導致有用的主瓣信息被濾除，如圖12(b)所示，當流速增加并超出fPR/4時，具有fPR/4解碼的CF圖像也在信道外和信道中心呈現藍色陰影。其成像效果甚至比傳統的以及修改解碼的Golay編碼發射技術更差。

圖11 相鄰A代碼和B代碼之間的主瓣(黑色)和旁瓣(白色)(Δτd表示從成像對象的運動開始的時間延遲)[41]Fig.11 The main lobe component(black)and the side lobe component(white)between adjacent A sequence and B sequence(Δτdrepresents a time delay from the motion of the imaged object)[41]

圖12 不同解碼方式的CF圖像：從左到右分別是使用傳統解碼，修改解碼和4fPR/25解碼[41]Fig.12 CF images of different decoding methods :from left to right is the use of traditional decoding,modified decoding and 4fPR/25 decoding,respectively[41]

因此，該方法的局限性之一在于，為了避免旁瓣混疊，需要通過仔細選擇與流速匹配的PRF，這就限制了該方法的可用范圍。同時，Golay碼的增長可以提高 SNR增益，但也會增加旁瓣水平。因此，即使在PRF/4編碼濾波之后，Golay發送序列越長，殘余旁瓣的偽像也越可能保留。

Golay編碼存在的另一個問題是其兩次發射的機制會導致成像幀率下降，這是影響CF成像速度的重要問題。有相關研究已經提出利用正交 Golay編碼技術來克服這一缺點[43-44]，但目前應用到高頻成像領域的研究并不多，相信隨著研究的進展相關方法會得以應用。

2 總 結

高分辨圖像對于臨床診斷具有重要意義，高頻超聲成像是獲得高分辨率圖像的有效手段。但高頻、高衰減限制了其穿透深度和成像質量，而編碼激勵技術已成為改進高頻超聲成像深度和質量的重要手段。本文對近年來多種編碼發射技術在高頻成像方面的改進與應用進行了總結，其優、缺點總結如表3所示。

對于不同的編碼技術，CPI-CTHI有效地解決了IVUS中穿透深度與成像質量難以同時滿足的問題，對心腦血管疾病的診斷將會有著積極影響；結合PRF/4解碼的Golay編碼發射技術則找到了相位編碼發射技術在動態成像方面的應用，對相位編碼在高頻成像方面的研究起到了積極作用。

表3 醫學高頻超聲成像中應用的不同編碼發射技術Table 3 Different coding techniques in medical high frequency ultrasound imaging

各種編碼激勵技術的改進方法都在相關應用領域展示出了其相比傳統脈沖激勵成像的優勢。此外，在編碼類型已經得到一定發展的情況下，發射信號的質量，發射、接收電路的效率也是影響成像質量和速度的重要因素，因此超聲系統的電路設計以及對波形發生器和濾波器等硬件的改良和實現都是高頻超聲系統發展的重要趨勢。相信隨著高頻超聲成像的日益普及和應用，這些編碼發射技術將會起到越來越重要的作用。