基于運動補償的機械掃描式高頻超聲成像技術

謝旭，王寧浩，黃文昌，呂加兵，韓志樂，顧磊，簡小華

(1.河海大學機電工程學院，江蘇常州 213022；2.中國科學技術大學生物醫學工程學院（蘇州），生命科學與醫學部，江蘇蘇州 215000；3.中國科學院蘇州生物醫學工程技術研究所醫用聲學技術研究室，江蘇蘇州 215163)

0 引 言

超聲成像作為一種無損、無輻射、實時性好、檢測價格低的醫學成像技術，廣泛用于獲取體內結構和功能信息[1]。高頻超聲成像[2-3]因其比常規超聲圖像分辨率更高，能夠清晰地顯示組織圖像和精細結構，廣泛應用于臨床眼科、皮膚[4]、心血管等領域[5-6]。在皮膚成像方面[7-8]，高頻超聲用于精確測量皮膚各層厚度、病變范圍以及腔內檢查、淺表小血管[9]血流多普勒掃描等。

此外，其潛在應用包括對腫瘤分期和邊界定義，探索炎癥性皮膚病，研究皮膚老化和傷口愈合等。實驗用小動物無損檢查主要是對小動物進行高頻超聲成像實驗[10-11]，比如對白鼠和兔子的胚胎、心臟[12]等的觀察為腫瘤學、發育生物學、心血管學提供研究意義。眼前節顯微檢查[13-14]，包括診察和治療青光眼、眼外傷、前節腫瘤和囊腫、角膜病以及人工晶體評價等。基于血管內成像是一種新型介入式超聲成像技術，用以實時提供患者冠狀動脈血管橫截面圖像的檢查手段，當前血管內超聲(Intra‐verous Ultrasound,IVUS)成像技術在不影響臨床經皮冠狀動脈成形術手術過程與療效的前提下，能夠有效提供脈壁微結構灰度圖像。高頻血流成像方面多采用多普勒技術來評估微血管內流量，使用高頻超聲能夠克服傳統多普勒系統空間分辨率不足和靈敏度不高的缺點，除了改善多普勒信噪比(Signal to Noise Ratio,SNR)，更容易檢測較慢的血流。Fer‐rara等[15]用頻率為38 MHz的脈沖多普勒系統觀察兔子晶狀體內直徑為100 μm 的血管，其血流速度降低至0.2 mm·s-1。超聲內窺成像是在體內腔道進行超聲檢查成像，通過安裝在介入導管前段的微型高頻超聲探頭，插入支氣管、食道、胃腸等進行實時掃描成像，相對于傳統胃腸鏡只是對胃腸道“照鏡子”，超聲內窺成像可以觀察到胃壁的五層結構，腫瘤生長層次、浸潤深度以及常規檢驗設備難以觀察腸道附近的胰腺、膽囊、膽管病變等。

然而，多陣元高頻超聲換能器的制作工藝難度較大，其頻率很難做到20 MHz以上，另外陣列式高頻超聲成像系統價格昂貴，多為國外公司壟斷，如加拿大Visual Sonics 開發的Vevo 3100 超聲成像平臺，圖像分辨率最高可達30 μm，但售價高達300～500萬元人民幣，S-Sharp公司針對實驗小動物所開發的高頻、高分辨率Prospect小動物超聲影像系統，同樣售價不菲。多通道高頻超聲成像系統結構復雜，受制于收發、模數(Analog Digital,A/D)采樣等核心芯片技術的制約，導致高頻超聲系統開發受限。

此外，目前市場上的高頻超聲成像系統一般具有128甚至更多的通道，但是不提供開放接口和原始數據，無法兼容不同廠商的探頭。通常為了使用某個專用超聲系統，就必須購置與其匹配的超聲探頭，而高性能的超聲探頭的價格也極高，例如飛利浦xMatrix 探頭的售價高達百萬元人民幣，易造成資源浪費。在科研級高頻成像系統研究方面，Stitt等[16]設計了16通道模擬波束合成器的高頻超聲成像系統，用于配合頻率30 MHz線性陣列換能器使用，但是該系統設計復雜，同時幀率相對較低。Lu等[17]研制了一種用于研究有限衍射波束的高幀率系統。該系統具有128 個獨立通道，頻率為40 MHz 發射能力和12 位A/D 轉換接收能力，但是該系統無法進行實時波束形成，必須在數據采集后進行離線處理。可見，目前多通道的高頻超聲成像系統在研發方面仍存在諸多挑戰。

與多通道高頻超聲成像系統相比，基于單陣元換能器的機械掃描式成像方法為高頻超聲成像提供合適且緊湊的解決方案[18-19]。傳統的機械掃描方式主要包括機械扇形掃描和機械旋轉式掃描[20-21]。扇形掃描成像技術適合檢查心臟，掃查聲束經肋骨間的窄細小窗進入胸腔內后，掃查聲束呈扇形對心臟進行大范圍掃查，避免了用線性掃查時聲束經肋骨產生強反射而難以到達心臟的缺點。機械旋轉式多用于血管內超聲成像，一般采用內置頻率為20～40 MHz 高頻微型超聲探頭[22]，在冠狀動脈及周圍動脈血管內成像[23]，獲得動脈管壁的環式B 超圖像[24]。但現有機械掃描系統的共性問題是機械掃描的非線性[25]及定位依靠編碼器等，無法監測反饋，導致機械掃描定位精度差，圖像存在失真。

為了克服這一問題，國內外學者嘗試了多種方法。例如，Zhang 等[1]設計了手持式單陣元高頻超聲皮膚成像系統，通過光學傳感器檢測行走距離并提供超聲波換能器位移，傳感器可以直接精確地跟蹤位置，但光學傳感器檢測到的位移是用分辨率表示的，必須經過轉化為實際距離值，然后才能正確地形成B模式圖像。此外，其他的方法，比如Choi等[18]設計了一種基于鏡掃描的單陣元超聲成像系統，該系統中聲學鏡通過掃描儀內的線圈與鏡中磁體之間的電磁力快速控制，聲波束在鏡面掃描后傾斜，達到陣列超聲換能器的效果。這種掃描儀尺寸小，結構簡單，但是回波信號經折射后損耗較大，成像分辨率不高，仍需解決掃描鏡的非線性和掃描圖形的補償問題[26]。而He 等[27]則采用管狀壓電驅動器驅動前視高頻單陣元換能器進行成像的方案，能夠進行B掃描和C掃描成像，但是該結構提供的定位需要提高定位精度，同時成像效率較低。

為了實現高頻超聲換能器短距離高速往復移動，在掃描過程中同步輸出高精度位置信息，并用于觸發成像，本文研發了一種高精度運動補償的機械掃描式高頻超聲成像系統。該系統理論計算分析了掃描位置規律、對運動系統結構進行設計加工、掃描成像系統并通過實驗驗證優化的方法，最終實現了系統的高精度掃描成像。

1 機械結構

1.1 機械結構設計

本系統設計目的是通過機械結構運動實現高頻換能器的直線往復移動，在掃描范圍內對檢測物直線往復掃描，期望達到傳統超聲線型陣列換能器的成像效果。工業上根據應用場景，把電機的旋轉運動轉化為直線運動[28]，常用的方法有氣動、液壓、齒輪齒條、同步帶、絲杠傳動等等。根據不同應用需求，如行程、精度、直線推力、機械效率、安裝、維護等，上述將旋轉運動轉化為直線運動的方式得到了廣泛的應用，但也存在很多缺點。

在方案設計階段，我們選擇齒輪齒條和連桿傳動兩種方案。齒輪齒條將旋轉運動轉化為直線運動[29]，根據機械加工的水平，可以達到較高精度，由于齒條可以拼接，行程沒有限制，通過齒的嚙合，可以得到很大的推力。這種方案的結構簡單，安裝方便[30]，且齒輪齒條的直線往復運動是勻速可控的。但實現往復運動需要步進電機不斷地正反轉切換，而步進電機的正反切換需要更多的相應時間，因而影響實時成像的時效性。齒嚙合存在反向間隙，振動大，會造成超聲成像存在嚴重偽影，同時齒輪齒條機加工精度的一致性難以保證，運行速度較低。連桿機構是由若干(兩個以上)有確定相對運動的構件用低副(轉動副或移動副)聯接而成的機構。低副是面接觸，耐磨損，加上轉動副和移動副的接觸表面是圓柱面和平面，制造簡便，制造精度較高[31]。這種方式步進電機旋轉為整周運動，能夠實現換能器連貫的直線往復移動，不需要步進電機來回正反轉，與齒輪齒條機構相比，連桿機構實時成像的幀率得到了提高，但其缺點是曲柄連桿機構存在急回特性[32]。

因此，本文選擇連桿傳動方案，將高頻超聲成像的實時性，高分辨率作為主要考量因素。連桿機構的運動是非線性的，易造成高頻超聲系統錯誤成像，但通過本文提出的運動補償方法[33]，可以實現正確成像。

高頻超聲探頭機械結構中包含的零部件主要是同級傳動齒輪，齒輪軸，軸承(NSK 681X-H-ZZ)，軸套，卡簧，滑塊導軌組(THK RSR3M)，曲柄，連桿，彈簧，支撐座，陣元座，電機固定板，連接板，連接柱，滑軌固定板，等組成。該結構的設計圖如圖1所示。

圖1 高頻超聲探頭機械掃描模塊結構設計圖Fig.1 Design drawing of the mechanical scanning structure of high frequency ultrasonic probe

1.2 機構運動分析

連桿機構運動的實質是對心曲柄滑塊結構[34]，曲柄R繞A點做勻速旋轉，通過連桿L帶動滑塊C在固定導軌內直線往復運動，對心曲柄滑塊結構示意圖如圖2所示。

圖2 對心曲柄滑塊結構示意圖Fig.2 Structural diagram of centering crank slider

設滑塊C的運動距離為0～2R，根據對心曲柄滑塊結構的運動分析，通過計算可以得到曲柄R轉動任意角度時滑塊C的運行距離S：

式中：S為滑塊運行距離；R為曲柄長度；L為連桿長度；α為曲柄與AC之間的夾角；β為連桿與AC之間的夾角，Lsinβ=Rsinα(假設=λ)。因此可得：

將sin2α=(1-cos 2α)代入式(2)，得到：

所以，得到滑塊運行距離S：

由式(4)可以計算出曲柄轉動的角度與滑塊位移距離之間的關系。曲柄的轉動是由步進電機轉動軸經同級齒輪傳遞的，因此曲柄轉動的角度與步進電機轉動軸同步，步進電機的步距角是1.8°，由步進電機驅動板傳輸給步進電機一個脈沖，曲柄轉動1.8°，因此，曲柄轉動一圈，驅動板需要傳輸200個脈沖，滑塊位移為2R，高頻換能器的有效掃描行程也就是2R。本文中，曲柄R與連桿L長度相等，得到λ=1，將λ代入式(4)，得到文中曲柄轉動角度與滑塊位移距離的關系式：

運用Matlab 軟件仿真模擬式(5)，得到滑塊理論運動曲線，如圖3所示。由圖3可見，該曲線整體上是對稱的，在0～18°滑塊緩慢移動，在36°～108°加速運動，126°～162°逐漸減速，162°～180°處于停滯狀態，180°～360°的運動狀態與0°～180°的運動狀態則是相反的。

圖3 步進電機轉動角度與換能器位移理論關系Fig.3 Theoretical relationship between rotation angle of stepping motor and displacement of transducer

通過光電傳感器對滑塊位移點進行采樣，滑塊一次直線往復運動的采樣數為100次，即步進電機每轉動3.6°采集一次位置數據。將采集數據通過Matlab 軟件生成曲線圖，該曲線以角度為橫坐標，間隔為45°，位移為縱坐標，滑塊實際位移曲線如圖4所示。

圖4 步進電機轉動角度與換能器位移實際關系Fig.4 Actual relationship between rotation angle of stepping motor and displacement of transducer

滑塊實際位移曲線與理論運動曲線保持相對一致。實際運動曲線中，在72°與284°附近存在非平滑點。綜合考慮是由于滑塊運動到導軌中心處的螺紋孔造成卡頓而產生的。滑動導軌組(THK RSR3M)總長度為30 mm，是目前市面上最小機械尺寸的滑動導軌組之一，在機械加工中精度很難完全保證，因此會造成不可避免的實際應用偏差。滑動導軌組及螺紋孔如圖5所示。

圖5 滑動導軌組及螺紋孔Fig.5 Sliding guide rail set and threaded hole

綜上，通過將滑塊理論計算運動曲線與實際采樣點曲線相結合，形成運動補償曲線，將其應用到高頻超聲成像算法中[2]，可以實現單陣元高頻超聲系統機械掃描的高精度運動補償，以此達到機械掃描式高頻超聲的正確成像，同時提高圖像質量。超聲成像算法[35]加入運動補償后，成像系統能夠進行實時超聲波束形成，采集的RF信號不需要離線處理，即可完成實時成像。

2 實驗系統

高精度運動補償的機械掃描式高頻超聲成像系統由連桿機構、步進電機(SUMTOR 20HS2806A4)、旋轉編碼器(Omron E6A2 CWZ3E)、步進電機驅動板(DRV884EVM)、電源、計算機、Vantage超聲研究平臺(Verasonics公司,USA)等組成，系統組成如圖6 所示。工作時，首先通過計算機DRV8884 EVM V1.0控制界面設置每秒脈沖數控制步進電機驅動板，為了提高成像分辨率和電機定位精度，減弱電機低頻時的振動，降低機械結構在共振區工作的概率[36]，設置細分1/8。驅動板將脈沖信號傳輸給步進電機，每秒發射100個脈沖信號，即步進電機轉一圈需要2 s。步進電機的轉動軸為通軸，一端連接傳動齒輪，驅動連桿機構，另一端通過聯軸器連接旋轉編碼器，步進電機轉動角度與編碼器相同，編碼器分辨率為每轉發射100個脈沖和500個脈沖，分別記為編碼器100 P/R 和編碼器500 P/R。傳動齒輪將步進電機的傳動角度傳遞至曲柄軸，帶動曲柄做相應的轉動，連桿終端與滑塊導軌組相連接，換能器通過陣元座與滑塊相連接，并沿著導軌直線往復運動，導軌總長為30 mm，除去滑塊長度11 mm 以及固定邊界等情況，有效行程為14 mm。步進電機運轉時，每轉一圈，編碼器產生100個脈沖或500 個脈沖激勵信號，發送至Vantage，Van‐tage將同等線數的短脈沖信號發送至換能器，換能器產生掃描超聲波探測目標物，將產生的回波信號由換能器接收至Vantage，經系統圖像算法生成超聲圖像。

圖6 成像系統組成示意圖Fig.6 Schematic diagram of imaging system composition

圖6中，為了提高成像的軸向分辨率，采用頻率為20 MHz 的鈮鎂酸鉛-鈦酸鉛(PMN-PT)換能器[37-39]，探測距離為20 mm，主要參數如表1所示，測試回波的時域信號及頻譜如圖7所示。

表1 換能器特性參數Table 1 Characteristics parameters of the transducer

圖7 頻率為20 MHz 換能器接收的脈沖回波時域信號及其頻譜圖Fig.7 Time domain signal and its spectrum of the pulse echo received by the 20 MHz transducer

3 結果與結論

首先對直徑為10 μm，間距為6 mm 的兩根鎢絲體模進行掃描成像，驗證經運動補償后探頭的成像精度。鎢絲體模如圖8所示。

圖8 鎢絲體模Fig.8 Tungsten wire phantom

鎢絲體膜的成像對比如圖9 所示。圖9(a)共出現四個白色亮點，現實中正確圖像應該為兩個亮點。這是因為換能器對鎢絲是往復掃描的，其運動軌跡從起始點至終點再回到起始點，此段有效行程內所形成的圖像是前進段位移與回程段位移掃描所成的拼接圖像。圖9(b)則是經過運動補償后的掃描圖像，經測量兩個靶點之間的距離是6.1 mm，計算可得橫向位置精度誤差為1.67%。掃描成像鎢絲的直徑為10 μm，只有人體頭發直徑的1/10，但圖中能清晰辨別鎢絲的位置，可見成像精度較高。

圖9 機械掃描運動補償前后的鎢絲成像Fig.9 Tungsten wire images before and after mechanical scanning motion compensation

進一步利用系統對仿體進行掃描成像。仿體由聚乙烯醇(Polyvinyl Alcohol,PVA)和氧化鋁經熱水攪拌融化放入模具后冷藏制成。PVA是一種安全的高分子有機物，具有良好的生物相容性，其水性凝膠在眼科、傷口敷料[40]和人工關節方面有廣泛應用。用PVA制成仿體的聲學性能參數更接近人體組織，其超聲成像圖可以為探頭優化提供合理化的參考。氧化鋁不溶于水，但吸水性很強，有較強的吸附能力與催化活性，可以作為強散射子[41]。實驗室制作的仿體如圖10所示。

圖10 仿體實物圖Fig.10 Photo of the actual imitation object

重點對圖10 所示仿體的兩個縱向為圓孔進行掃描成像，上孔面積約為7 mm2，下孔面積約12.56 mm2，兩個圓孔的邊界尺寸為3 mm，仿體成像對比如圖11所示。

圖11 機械掃描運動補償前后的仿體成像Fig.11 Imitation object images before and after mechanical scanning motion compensation

圖11(a)為掃描的初始圖像，探頭的掃描方式從圖10所示a點至b點再回到a點，圖11(a)中間的陰影拉長線對應運動曲線的頂點位置。仿體的初始成像圖與線靶存在差異，部分位置有明顯的壓縮痕跡，這對應實際運動曲線中的非平滑點。在成像算法中，加入運動補償，得到圖11(b)所示的掃描圖像。圖11(b)正確顯示了仿體圖像，能明顯區分出上下孔的面積差異。

最后使用分辨率分別為每轉發射100個脈沖和每轉發射500個脈沖的編碼器進行實驗。兩款編碼器的成像對比如圖12所示。

圖12 編碼器100 P/R與編碼器500 P/R成像對比Fig.12 Comparison of imaging results between the encoder 100 P/R and the encoder 500 P/R

使用100 P/R 編碼器時，步進電機的參數設置為每秒發射800 個脈沖，細分為1/8，掃描成像的速度較快，但是圖像的分辨率較差。圖12(b)是使用500 P/R編碼器后系統的掃描圖像，圖12(b)圖的成像質量明顯高于圖12(a)，此時步進電機設置為每秒發射200個脈沖，細分為1/16，高頻換能器16 s往復掃描1次。通過測量，使用兩款編碼器后系統的成像結果如表2所示。

表2 編碼器100 P/R與編碼器500 P/R的成像參數對比Table 2 Comparison of imaging parameters between the encoder 100 P/R and the encoder 500 P/R

由表2 可見使用500 P/R 編碼器后，高頻超聲成像圖的橫向位置精度誤差降低了0.33 個百分點，縱向位置精度誤差降低了5.34 個百分點，平均面積測量誤差降低了4.4 個百分點。針對不同編碼器，成像系統的成像速度不同，根據使用場景來決定不同編碼器的選用。

4 結 論

本文利用滑塊運動的實際采樣曲線對滑塊運動理論曲線進行修正以提高掃描精度。進行運動補償時，首先通過理論計算和光學檢測的方法分別獲取運動的理論曲線和實際運動曲線。然后，將運動曲線應用到高頻超聲成像算法當中：針對理論曲線中生成的超聲圖像出現拉伸或者壓縮的跡象/區域，結合實際運動曲線如曲線的上升段和下降段進行運動位置的修正。在曲線最高處的直線段由于進入穩定階段，理論和實際曲線相近，可以采用理論曲線，有助于消除超聲圖像中的偽影，提高超聲成像質量。

線靶成像實驗中，線靶的掃描成像圖能精確顯示直徑為10 μm的鎢絲。仿體成像實驗中，經測量和計算，高頻超聲成像探頭的橫向幾何位置精度誤差為1.34%，縱向幾何位置精度誤差為1.33%，面積測量精度為3.15%。根據國標對頻率＞9 MHz 超聲診斷設備的橫向(縱向)幾何位置精度要求是≤5%，本文高頻超聲探頭在編碼器500 P/R的支持下能夠達到臨床使用要求。同時，該成像探頭結構簡單，經濟性好，可以減少系統對高端芯片的依賴，在高分辨率生物醫學和工業無損檢測領域具有廣闊的應用前景。

在后續的實驗計劃采用更高頻率的如頻率為30 MHz和50 MHz換能器進行掃描成像，并采用不同的成像系統。目前的試驗受限于Vantage系統80 MHz 的采樣率。此外，仿體實驗后，針對皮膚淺表組織進行成像實驗，并檢測盲區、探測深度、橫向(縱向)分辨率、橫向(縱向)幾何位置精度等技術參數。未來希望對高頻超聲成像系統進行整合，使成像系統更加完善，通過增強發射強度和接收靈敏度的方法，提高高頻超聲成像的質量。