一种高重复频率激发电路下的高速超声内窥成像系统

张建辉，杨冠宇，，牛超君，龚小竞，舒承有，张 帆，桂珍珍

（1.广州大学机械与电气工程学院，广州510006；2.中国科学院深圳先进技术研究院生物医学光学与分子影像研究室，深圳518055）

引 言

血管内超声（Intravascular ultrasound，IVUS）技术是临床检测血管疾病的主要手段，可为临床医生提供血管内径、形态、厚度、病变部位及狭窄程度等重要信息。虽然临床IVUS具有出色的成像深度，穿透能力可达5 mm，但其分辨率仅75～200 μm，不足以检测厚度小于65 μm的易损斑块薄纤维帽等重要特征，故难以全面判断斑块的易损性［3］。光学相干层析（Optical coherence tomography，OCT）成像是目前分辨率最高的血管内成像技术，分辨率高达10 μm［4］。OCT虽具有强大的分辨能力，但由于成像深度仅1～2 mm，缺乏获得血管壁整体形态、量化斑块体积等重要信息的能力。上述两种成像技术的优势天然互补：IVUS可提供血管壁和斑块的完整形态；OCT可获得相关部位的关键细节。因此，研究者们提出了OCT-IVUS成像技术［5］。研究表明，OCT-IVUS成像可以显著提高诊断易损斑块的能力［6-9］。

然而，IVUS与OCT成像速度之间的差距阻碍了OCT-IVUS技术转化为临床应用。商用IVUS的成像速度通常为30 f/s，而商用OCT系统的成像速度通常为100 f/s［10-11］。因此，OCT-IVUS成像通常只能以30 f/s左右的低速运行［12］。较低的成像速度会导致更长的成像时间，增加导管诱发痉挛的风险［13］。此外，临床常用的频域（Frequency domain，FD）OCT（FD-OCT）在成像过程中需要将造影剂注入血管腔［14］，成像时间越长意味着需要注入越多的造影剂。有研究表明，大量使用血管造影剂会损伤人的肾脏，甚至诱发致命的心脏中毒和癫痫［15］。同时，成像速度越慢，人体血管收缩运动产生的图像伪影越难消除，容易造成图像的失真。上述问题的根本解决方法是提升IVUS的成像速度。

脉冲重复频率为单位时间内超声激发的次数。这意味着在IVUS的成像速度提升的同时，需要相应地提升重复频率才能避免图像的成像线（A-line）数缺失而导致的图像质量的下降。然而，在大深度成像时，高重复频率的超声激发会导致造成信号混迭，从而造成图像混乱。因此，商用超声收发仪把重复频率限定在1～10 kHz［16］。虽然信号混迭来源于超声波在大深度成像下生物组织的多层界面反射，但实际上对于成像深度需求较浅的血管斑块成像，适当提升重复频率不会造成严重的信号混迭，且已有研究表明，当重复频率大于10 kHz时，IVUS并不会产生严重的信号混迭［12，17］。

综上所述，为提升IVUS的成像速度，同时保证较多的A-line数量，本文设计了一种激发重复频率可调的超声内窥成像系统。并选取50 kHz作为实验中验证成像效果的工作重复频率，与10 kHz重复频率的商用超声收发仪进行信噪比（Signal noise ratio，SNR）和成像速度对比。对比实验结果表明，本文设计的SNR可满足成像需求，且在相同A-line数量下比商用超声收发仪搭建的内窥成像系统具有更高的成像速度，并消除了低速成像带来的图像失真，在OCT-IVUS成像中具有巨大应用潜力。

1 试验方法

1.1 激发/接收电路

利用超声换能器激发的超声波对物体进行扫描，并通过对物体的反射回波信号进行接收、处理以获得物体内部的图像是超声成像的基本原理。单极性高压脉冲激发电路有着大带宽的优点，因而被广泛应用于超声换能器的超声激发［18］。本文采用Brown的方法［19］设计了一种可通过STM32方便调节重复频率的单极型负脉冲激发电路。激发电路可分为3个主要阶段：第1阶段通过放大器对STM32（STM32F407ZGT6，ST）单片机调制的控制脉冲电压进行加倍。较高的脉冲电压增强了第2阶段的驱动性能。第2阶段采用3对增强型N-MOS/P-MOS管对，每对均用作反向推挽开关。第3阶段射频功率管501N04作为高压脉冲激发的开关元件，源极连接负百伏直流高压电源，漏极并联超声换能器。控制脉冲经过前两阶段的放大与推挽后，经电容C1耦合到501N04的栅极，控制漏极与源极的快速通断，实现负高压脉冲的产生，从而使换能器激发超声波。为保护下一级电路，本文设计了并联限幅电路把激发电路产生的高压脉冲限制到0.7 V，而超声换能器接收的回波信号能无衰减地经过限幅电路输出到下一级。

由于该电路属于高频电路，因此该电路的实现难点为噪声屏蔽与保持阻抗的连续性。本文采用了6层印刷电路板（Printed circuit board，PCB）结构设计：顶层与底层均为屏蔽地，起到屏蔽外界电磁噪声的作用；第2与第5层为信号走线；中间的第3、4层分别为电源平面与地平面，电源平面与地平面层相邻可以大幅降低电源的阻抗，提升电源稳定性，而且信号层与参考平面的之间的间距较大，增加了信号的回流面积，增强电磁干扰的屏蔽性能。为保证阻抗的连续性减少信号反射，相同网络布线的线宽尽量保持一致。

1.2 超声内窥成像系统

超声内窥成像系统包括：系统主控制单元STM32、激发接收电路、带动成像导管高速旋转扫描的伺服电机与滑环、信号放大器和数据采集卡等。STM32为本系统的控制单元，调制激发电路的控制脉冲与时序同步的触发采集脉冲。如图2所示，首先STM32控制激发接收电路激发成像导管前端的超声换能器并接收超声回波信号。超声回波信号经信号放大器放大处理后，被数据采集卡（ATS9325，ALAZAR）采集并传输到PC端，最后重建超声图像。为了后续的对比实验，本文采用商用超声收发仪（5073P/R）代替激发接收电路以及信号放大器作为本次实验的对照组。为保证前后两次实验放大倍数的一致性，采用5073P/R的放大器模块作为本系统的信号放大器（39 dB）。

图2 超声内窥成像系统框图Fig.2 Ultrasound endoscopic imaging system block diagram

1.3 重复频率的选取

脉冲的最高重复频率的选取受到探测深度的限制［16］。根据式（1）可得出最高频率的限制。

区块链，是一种去中心化的数据库，它包含一张被称为区块的列表，有着持续增长并且排列整齐的记录。每个区块都包含一个时间戳和一个与前一区块的链接，设计区块链使得数据不可篡改，一旦记录下来，在一个区块中的数据将不可逆。

式中：c为组织声速，一般取1 540 m/s；R为最大探测距离；fr为重复频率。

考虑到血管检测半径一般在5 mm以内，所以重复频率fr应小于154 kHz。而实际上由于受检生物组织并不是单一媒质，存在多层反射界面，所以在选取fr时，还需考虑受检组织既能被完整成像，又能不产生混迭或多次反射现象。而研究表明，对于成像深度需求较浅的血管斑块成像，50 kHz重复频率并不会造成信号混迭［12］。故本文选取重复频率为50 kHz。

2 试验结果

2.1 激发电路脉冲测试

激发脉冲的幅值决定了超声换能器的发射声功率的大小，而脉冲持续时间决定了激发脉冲的带宽［20］。本文对激发电路高压脉冲的幅值与脉冲持续时间，以及频谱进行了测试。本文通过使用100 MHz带宽的数字示波器（DSOX2012A）记录激发电路输出端脉冲波形（STM32控制脉冲的持续时间为10 ns，重复频率为50 kHz）。如图3所示，激发电路可产生一个幅值为90 V，脉冲持续时间为20 ns的负脉冲。由频谱图分析得出该脉冲能有效激发25 MHz的超声换能器。因此，本文在所设计系统的成像导管中装配了25 MHz的超声换能器。

图3 高压脉冲测试结果Fig.3 High-voltage pulse test results

2.2 SNR测试

SNR是衡量成像质量的重要性能指标，决定了系统的图像质量［21］。本文分别用50 kHz重复频率激发电路与5073P/R激发同一换能器（中心频率为25 MHz），并探测同一石英块。对比两种激发方式在相同深度下的一维信号的SNR。获得的石英块信号经过带通滤波与希尔伯特变换后，取该信号的最大值作为信号值Asignal，再取背景噪声信号的标准差δnoise与均值Enoise代入式（2）中，求出各深度SNR。

图4 为2种激发方式在各深度（2～14 mm）上的SNR对比曲线，50 kHz重复频率激发电路在各个深度上的SNR平均值为37 dB，而5073P/R为43 dB，两者非常接近，可满足实际成像要求。

图4 SNR对比Fig.4 Comparison of SNR

2.3 成像速度对比测试

本实验用本文设计的超声内窥成像系统测试50 kHz重复频率激发电路与10 kHz重复频率的5073P/R的成像效果。为了模拟活体血管内成像，该成像系统分别使用激发电路与5073P/R对同一个收缩运动的管状金属网进行圆形扫描成像，金属网收缩运动频率为2.9 Hz。根据式（3）能计算出2种重复频率匹配的成像速度，即帧率（Frame rate，FR），其中fr为重复频率，NA-line为每一帧图像的A-line数量。为保证前后两次实验的显示分辨率相同，本次实验每一帧图像均由1 000条A-line组成。因此，50 kHz重复频率对应的帧率为50 f/s，而10 kHz重复频率对应的帧率为10 f/s。

图5 为管状金属网的拉伸装置实物图，金属网一头通过固定件1与实验台固定，另一头通过固定件2连接直流电机驱动的曲柄滑块。通过调节直流电机驱动电压可调节金属网收缩频率。实验中，拉伸装置拉动金属网以固定频率进行反复收缩舒张运动；超声成像导管探头穿过固定件1的中心圆孔，在金属网内中心位置以相应的成像速度进行旋转扫描；金属网与超声成像导管探头均浸泡在水中以保证超声信号的良好耦合。

图5 拉伸装置实物图Fig.5 Photograph of stretching device

图6 为收缩运动管状金属网实物状态与成像结果图，其中横纵坐标分别为位置坐标（x，y）。图6（a）为金属网舒张状态，图6（b）为金属网收缩状态。图7（a，b）分别为t=0 s时刻和t=0.1 s时刻50 f/s超声内窥成像结果。图7（c，d）分别为t=0 s时刻和t=0.1 s时刻10 f/s的内窥成像结果。结果显示，50 f/s的超声内窥图像能把管装金属网横截面的形态完整记录下来，并通过前后两帧图像分辨出金属网的状态：图7（a）为金属网舒张状态，图7（b）为金属网收缩状态。而10 f/s的内窥图像由于帧频太低，金属网圆形轮廓出现断裂失真，且无法从图7（c，d）分辨出金属网的运动状态。实验结果表明，50 f/s的超声内窥成像系统比10 f/s的内窥成像系统具有更高的成像速度，从而消除金属网收缩运动带来的图像失真，进一步凸显了高重复频率超声内窥成像系统在OCT-IVUS成像中的应用潜力。

图6 金属网实物图Fig.6 Photograph of metal net

图7 成像结果图Fig.7 Imaging results

3 结束语

为了提升IVUS的成像速度，本文设计了一种50 kHz重复频率激发电路，并以此为基础设计了一种50 f/s的高速超声内窥成像系统，并在仿体样品上与使用商用超声收发仪的10 f/s内窥成像系统进行了对比实验。在仿体实验结果中可以看出，商用超声收发仪由于受到重复频率的限制，难以提升系统的成像速度，从而导致成像速度过慢带来的图像失真。而本研究设计的50 kHz重复频率的高速超声内窥成像系统，在50 f/s的高速成像下保持了与前一系统相同的A-line数，并消除了低速带来的图像失真，具有接近于商用超声收发仪的SNR，因此能很好地弥补IVUS成像速度不足的缺陷，也解决了在高速成像时因A-line数下降而产生的图像质量下降问题。

然而，该设计目前仍有进一步改进的空间。首先激发电路脉冲带宽较窄，未能完全满足IVUS对更高频换能器的应用需求。因此，需要通过优化激发电路的设计，缩短脉冲持续时间，从而提升激发脉冲的带宽，使其满足更高分辨率的成像需求。其次，系统的电磁噪声屏蔽效果对比商用超声激发/接收系统略显不足，可以通过优化电磁兼容性（Electromagnetic compatibility，EMC）的设计获得更好的噪声屏蔽效果，进一步提升SNR。

本文设计的50 kHz重复频率超声激发电路能有效提升IVUS的成像速度。在提升OCT-IVUS成像系统的成像速度上有着巨大的应用前景。