基于OV2640的微型胶囊内窥镜系统设计*

程 磊，刘 波，徐建省，吴怀宇，陈 洋

（1.武汉科技大学信息科学与工程学院，湖北武汉 430081;2.中国科学院 电工研究所，北京 100190）

0 引言

目前，随着人类对医疗设备舒适度的逐渐提升，传统的直插式消化道检测系统已经不能满足人类的需求，同时为了提高消化道疾病的检查效率，出现了能够进入人体消化道的胶囊内窥镜检测系统［1～4］，通过胶囊内窥镜消化道的检查，不仅可以减轻患者的痛苦，而且可以对整个消化道进行更全面的检查。胶囊内窥镜在体内检测的关键技术在于图像数据的采集与传输［5，6］，同时对体积大小和功耗的要求较高。

为了满足体内无线图像的传输，本文设计了用内部集成了增强型8位单片机、具有2.4 GHz频率收发功能的nRF24LE1低功耗芯片控制CMOS图像传感器OV2640获取图像的方案，其中图像传感器OV2640能够实现JPEG压缩算法，可以在不影响图像视觉效果的前提下减小图像数据量，为无线图像的传输和处理提高了方便，该系统具有体积小、功耗低、通信可靠等优点，能够实现体内无线图像采集与传输的需求。

1 胶囊内窥镜JPEG图像压缩算法

通过JPEG压缩处理后的图像，降低了图像的数据量，一帧图像数据的发送时间和功耗明显降低［7］。传输JPEG压缩格式的图像时，不仅能够提高无线胶囊内窥镜的发送速率，而且提高了其工作时长。JPEG 压缩算法简单的分为以下4个主要步骤:

1）预处理:颜色空间的变换（RGB变换至YCbCr），色彩信号的抽样。

由于人眼对于色度Cb与Cr分量的敏感程度远小于亮度Y分量，因此，可以适当地对Cb和Cr分量进行削弱以达到压缩图像数据的目的，RGB和YCbCr之间的转换关系如式（1）所示

2）离散余弦变换

由于相邻像素直接具有很强的相关性，而离散余弦变换（DCT）是一种正交变化，可以分离出这种相关性，方便在压缩过程中去除一些不需要的细节信息［8］，一般每个分量矩阵（Y，Cb，Cr）被分割成8×8的像素块大小，经过二维DCT以后，可以得到一个成8×8的系数矩阵，DCT及其相应的逆变换公式如（2）和式（3）所示

式中C（u）=C（v）=1/（u=0或v=0）;C（u）=C（v）=1（其它情况）。x，y为图像数据矩阵内某个数值的坐标，f（x，y）为像素值，F（u，v）为变换系数，u，v为系数下标。

3）量化和Zigzag重排

量化是对经过DCT后的频率系数进行量化。量化的目的是减少非“0”系数的幅度，增加“0”值系数的数目，量化是图像质量下降的最主要原因。量化因子Q来控制图像压缩的比例，取值范围可以取［1，100］所有的整数值，量化过程可以通过下式表示

式中D（x，y）为没有量化的 DCT系数（0≤x≤7，0≤y≤7），Q（x，y）为对应量化表中的量化步长。round为取整操作，（x，y）表示取整后的值。x，y越大，则Q（x，y）越大，通过取整后的高频系数为0，从而达到压缩数据的目的。

Zigzag重排就是将8×8量化的DCT系数按照频率从低到高排列为一维数组，目的是为了增加连续的“0”系数的个数，方便随后进行的编码，如图1所示。

4）编 码

编码包括直流（DC）系数的编码、交流（AC）系数的编码和熵编码。

图1 量化DCT系数和Zigzag扫描Fig 1 Quantized DCT coefficients and Zigzag scanning

DC系数有2个特点:一是系数值比较大，二是相邻8×8图像块的DC系数值变化小［9］，因此，使用了差分脉冲调制编码（DPCM）技术，如式（5）所示，对相邻图像块之间的系数差值（Delta）进行编码

AC系数的特点是1×64矢量中包含有许多连续的“0”。根据这一特点，可以使用简单的游程长度编码（RLE）对它们进行编码。

熵编码可以对处理后的系数作进一步的压缩。使用霍夫曼编码器可以使用很简单的查表（lookup table）方法进行编码，最后把编码后的图像数据组成一帧一帧的数据［9］。经过4个主要步骤后，可以得到JPEG图像，通过控制合适的压缩比，可以获得小数据量的图像，更加有利于无线胶囊内窥镜的图像传输。

2 胶囊内窥镜的系统设计

2.1 主要芯片的选择

对于图像传感器，考虑到应尽量减少传输数据量的问题，选用带JPEG数据压缩功能的OV2640 CMOS图像传感器。OV2640可以直接输出压缩的JPEG格式图像［10］，从而可以大大降低所需要传送图像文件的大小，如一张CIF（352×288）分辨率的RGB565（或者YUV422）图片大约是198 kB，而采用16倍压缩的JPEG文件为约10 kB。

对于无线传输，采用Nordic半导体的 nRF24LE1芯片［11］，把性能优异的2.4GHz收发器核（nRF24L01+）和一个增强型8051混合信号微控制器集成在一块芯片上，同时，在空中传输速率可以达到最高2 Mbit/s，该芯片封装仅为5 mm×5 mm，发送电流仅为11.3 mA，并且抗干扰性强，可以实现胶囊内窥镜系统的控制与无线发送接收功能。

2.2 系统结构简介

无线胶囊内窥镜系统构成的原理框图如图2、图3所示。系统主要包括2个子系统:体内胶囊内窥镜，体外无线数据接存储。前者主要包括:LED照明模块、摄像头OV2640模块、nRF24LE1发送模块和电源，患者通过吞服胶囊内窥镜，内窥镜将采集到的消化道图像信息传出体外，由于在体内工作，所以，要求其体积较小，功耗低，图像传输速度快;后者主要包括nRF24LE1接收模块、数据存储器和PC工作站。其任务是接收体内传输出的图像数据，存储并经过JPEG解码得到相应的图像。本系统通过C8051F060混合信号片上系统型MCU开发板与nRF24LE1模块连接，接收来自体内的JPEG数据经过RS—232上传到PC，并经过JPEG反编码实现图像数据的显示。通过技术分析，该系统主要难点在于体内胶囊内窥镜设计上，所以，本文主要对体内部分做深入研究。

图2 体内胶囊内窥镜Fig 2 Capsule endoscope in vivo

图3 体外无线数据接收存储子系统Fig 3 Subsystem of wireless data receiving and storage in vitro

2.3 体内胶囊内窥镜硬件系统设计

图4给出了体内胶囊内窥镜图像采集与发送的典型电路，外围结构由晶振、I/O端口和天线单元三部分组成。由电路图可知，整个系统的外围电路简单，其中，nRF24LE1的多功能I/O口P0.6，P0.5分别连接摄像头OV2640的帧同步信号VSYNC和像素信号PCLK，P0.1和P0.2模拟SCCB时序，整个电路采用16 MHz的晶体振荡器，P0.3和P1.0～P1.6连接摄像头的数据口，通过PCLK的下降沿信号采集图像数据，同时，P0.7连接摄像头的PWDN休眠信号，可控制摄像头的开关，P0.0控制LED照明电路的开短。无线图像接收电路与发射电路相同，去掉摄像头图像采集电路即可。

图4 体内胶囊内窥镜硬件连接电路Fig 4 Hardware connection circuit of capsule endoscopy in vivo

2.4 图像采集过程

从OV2640获取图像数据，需要用到的信号线包括:8位数据总线 Y2～Y9，帧同步信号 VSYNC，行同步信号HREF，像素同步信号 PCLK，SCCB总线 SIO_C和 SIO_D。其图像数据输出的时序图如图5所示。

图5 OV2640数据时序Fig 5 Data sequence of OV2640

帧同步信号VSYNC是低电平有效，HREF是高电平有效，当引脚VSYNC为高电平时表示一帧数据已经准备好，当由高电平变成低电平时表明是一帧图像数据传输的开始。为了得到有效的像素数据，一般将HREF和PCLK连接一个与非门，使得在行信号无效时不输出像素同步信号，用其输出信号作为像素数据同步，在下文中仍称之为PCLK。

OV2640的工作模式是由内部寄存器确定的，其与外部的接口为串行相机控制总线（SCCB）。一般方法是微控制器工作在主模式，对工作在从模式的OV2640内部的寄存器进行配置，配置完成后经过10帧图像采集时间后，OV2640即开始按照配置的模式工作。如图6所示，通过IO口（P0.1和 P0.2管脚）模拟 SCCB总线时序读写OV2640寄存器，从而控制其工作模式，必要的设置包括要获取图像的分辨率、输出格式、输出时钟频率等。

图6 I2C总线数据传输Fig 6 Data transfer of I2C bus

3 胶囊内窥镜软件设计

在nRF24LE1的初始化程序中，设置寄存器RF_SETUP=0x0F，数据传输速率2 Mbit/s，发射功率0 dBm;设置寄存器RX_PW_P0=0X32，nRF24LE1无线发射数据包长度为32 bytes。

主程序负责胶囊内窥镜的控制器nRF24LE1初始化配置与OV2640初始化配置，以便实现图像的采集发送功能。如图7所示，通过检测帧信号VSYNC判断一帧图像的起始位置，为了使系统高效的运行，本文程序设计2个内存单元，使胶囊内窥镜系统处于图像实时发送状态。如图8所示，中断程序检测像素点信号PCLK来采集图像数据，当PCLK为下降沿是读取Y3～Y9口数据，并存入内存，等待发送信号的到来，这就完成了胶囊内窥镜的图像采集与发送功能。

图7 无线胶囊内窥镜主程序流程图Fig 7 Main program flow chart of wireless capsule endoscopy

图8 中断程序流程图Fig 8 Flow chart of interrupt program

4 实验与分析

胶囊内窥镜体内实测PCB电路如图9所示，OV2640和nRF24LE1共用晶振为16 MHz，考虑到无线芯片的实际数据传送能力，通过测试，当PCLK最大采集频率大于33 kHz时，发送模块发送到接收模块完全接收所用的时间，大于图像采集所占用的时间，图像无法正常传输。本文通过SCCB总线设置OV2640的图像大小为CIF压缩格式，即分辨率为352×288，经过JPEG压缩后数据量从198 kB降低至10 kB左右，配置摄像头时钟分频CLKRC=0X0B，输出PCLK频率R_DVP_SP=0X7F。实际测试表明:PCLK频率为31.7 kHz，满足控制器nRF24LE1的中断口P0.5频率要求，系统运行稳定后，OV2640每0.5 s输出一幅图像，观察图像数据可以看出:一帧数据的开始标志为0XFFD8，结束标志为0XFFD9，拍摄可以得到比较清晰的图像，如图10所示，（a）为近景:可以清晰观察猪的胃部图像，（b）为远景:窗户外的景色。

整个系统的速度受限2个方面的原因:其一是nRF24LE1的空中传输速率，尽管手册上说明最大可以达到2 Mbit/s，但实际测试时最大数据传输速率约为0.5 Mbit/s;另一方面，nRF24LE1工作在16 MHz，其I/O端口响应速度受到限制，在本系统中主要时间限制在于nRF24LE1将数据写入发送缓冲区过程。实际测试表明:OV2640工作时电流约为25 mA，处于休眠模式时仅仅为2.8 mA，发送模块发送时的电流为10 mA，LED工作时的电流为5 mA，整个系统达到了低功耗的目的。

图9 体内胶囊内窥镜实物图Fig 9 Physical figure of capsule endoscope in vivo

图10 采集图像实例Fig 10 Instance of image acquisition

5 结束语

实验结果表明:该系统方案适用于胶囊内窥镜系统的检测，采用具有JPEG压缩功能的CMOS摄像头OV2640，通过硬件实现压缩算法，避免了软件压缩算法速度不够的问题，同时利用集成度最高的nRF24LE1低功耗芯片完成整个系统控制的发送功能，系统结构简单、抗干扰性强、功耗低，制作的体内胶囊内窥镜的直径不大于13 mm，在目前的实验阶段，可以实现0.5 s采集与传送一幅CIF图像，为无线胶囊内窥镜提供了一种可行方案。。

［1］王晓民，李远洋，王新沛，等.消化道内窥镜的发展及趋势［J］.医疗卫生装备，2013，34（1）:88-90.

［2］Yu M.M2A capsule endoscopy:A break through diagnostic tool for small intestine imaging［J］.Gastroenterology Nursing，2002，25（1）:24-27.

［3］张艳辉，黄战华.胶囊内窥镜技术的研究进展［J］.现代仪器，2006，12（4）:4-7.

［4］Fireman Z，Paz D，Kopelman Y.Capsule endoscopy:Improving transit time and image view［J］.World Journal of Gastroenterology，2005，11（37）:5863-5866.

［5］辛文辉，颜国正，王文兴，等.胶囊内窥镜能量接收稳定性研究［J］.仪器仪表学报，2009，30（11）:2433-2437.

［6］Ciuti G，Menciassi A，Dario P.Capsule endoscopy:From current achievements to open challenges［J］.Biomedical Engineering，2011（4）:59-72.

［7］王 海，刘彦隆.基于JPEG图像压缩算法的研究［J］.科技情报开发与经济，2010，20（10）:108-110.

［8］胡小开，王刚毅，任广辉.基于SoPC的JPEG2000编码器设计［J］.电子技术应用，2009，35（9）:16-19.

［9］李 立，金华标，陈智君，等.基于FPGA和DSP的高分辨率图像采集系统［J］.数据采集与处理，2008，23（1）:117-122.

［10］管凤旭，姜智超，吴秋雨，等.指静脉与折痕双模态图像采集系统设计［J］.传感器与微系统，2013，32（2）:124-127.

［11］刘广伟，毛陆虹，门春雷.一种有源血氧传感标签设计［J］.传感器与微系统，2013，32（3）:113-116.