張建輝，楊冠宇，，牛超君，龔小競(jìng)，舒承有，張 帆，桂珍珍

（1.廣州大學(xué)機(jī)械與電氣工程學(xué)院，廣州510006；2.中國(guó)科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院生物醫(yī)學(xué)光學(xué)與分子影像研究室，深圳518055）

引 言

血管內(nèi)超聲（Intravascular ultrasound，IVUS）技術(shù)是臨床檢測(cè)血管疾病的主要手段，可為臨床醫(yī)生提供血管內(nèi)徑、形態(tài)、厚度、病變部位及狹窄程度等重要信息。雖然臨床IVUS具有出色的成像深度，穿透能力可達(dá)5 mm，但其分辨率僅75～200 μm，不足以檢測(cè)厚度小于65 μm的易損斑塊薄纖維帽等重要特征，故難以全面判斷斑塊的易損性［3］。光學(xué)相干層析（Optical coherence tomography，OCT）成像是目前分辨率最高的血管內(nèi)成像技術(shù)，分辨率高達(dá)10 μm［4］。OCT雖具有強(qiáng)大的分辨能力，但由于成像深度僅1～2 mm，缺乏獲得血管壁整體形態(tài)、量化斑塊體積等重要信息的能力。上述兩種成像技術(shù)的優(yōu)勢(shì)天然互補(bǔ)：IVUS可提供血管壁和斑塊的完整形態(tài)；OCT可獲得相關(guān)部位的關(guān)鍵細(xì)節(jié)。因此，研究者們提出了OCT-IVUS成像技術(shù)［5］。研究表明，OCT-IVUS成像可以顯著提高診斷易損斑塊的能力［6-9］。

然而，IVUS與OCT成像速度之間的差距阻礙了OCT-IVUS技術(shù)轉(zhuǎn)化為臨床應(yīng)用。商用IVUS的成像速度通常為30 f/s，而商用OCT系統(tǒng)的成像速度通常為100 f/s［10-11］。因此，OCT-IVUS成像通常只能以30 f/s左右的低速運(yùn)行［12］。較低的成像速度會(huì)導(dǎo)致更長(zhǎng)的成像時(shí)間，增加導(dǎo)管誘發(fā)痙攣的風(fēng)險(xiǎn)［13］。此外，臨床常用的頻域（Frequency domain，F(xiàn)D）OCT（FD-OCT）在成像過程中需要將造影劑注入血管腔［14］，成像時(shí)間越長(zhǎng)意味著需要注入越多的造影劑。有研究表明，大量使用血管造影劑會(huì)損傷人的腎臟，甚至誘發(fā)致命的心臟中毒和癲癇［15］。同時(shí)，成像速度越慢，人體血管收縮運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的圖像偽影越難消除，容易造成圖像的失真。上述問題的根本解決方法是提升IVUS的成像速度。

脈沖重復(fù)頻率為單位時(shí)間內(nèi)超聲激發(fā)的次數(shù)。這意味著在IVUS的成像速度提升的同時(shí)，需要相應(yīng)地提升重復(fù)頻率才能避免圖像的成像線（A-line）數(shù)缺失而導(dǎo)致的圖像質(zhì)量的下降。然而，在大深度成像時(shí)，高重復(fù)頻率的超聲激發(fā)會(huì)導(dǎo)致造成信號(hào)混迭，從而造成圖像混亂。因此，商用超聲收發(fā)儀把重復(fù)頻率限定在1～10 kHz［16］。雖然信號(hào)混迭來源于超聲波在大深度成像下生物組織的多層界面反射，但實(shí)際上對(duì)于成像深度需求較淺的血管斑塊成像，適當(dāng)提升重復(fù)頻率不會(huì)造成嚴(yán)重的信號(hào)混迭，且已有研究表明，當(dāng)重復(fù)頻率大于10 kHz時(shí)，IVUS并不會(huì)產(chǎn)生嚴(yán)重的信號(hào)混迭［12，17］。

綜上所述，為提升IVUS的成像速度，同時(shí)保證較多的A-line數(shù)量，本文設(shè)計(jì)了一種激發(fā)重復(fù)頻率可調(diào)的超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)。并選取50 kHz作為實(shí)驗(yàn)中驗(yàn)證成像效果的工作重復(fù)頻率，與10 kHz重復(fù)頻率的商用超聲收發(fā)儀進(jìn)行信噪比（Signal noise ratio，SNR）和成像速度對(duì)比。對(duì)比實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，本文設(shè)計(jì)的SNR可滿足成像需求，且在相同A-line數(shù)量下比商用超聲收發(fā)儀搭建的內(nèi)窺成像系統(tǒng)具有更高的成像速度，并消除了低速成像帶來的圖像失真，在OCT-IVUS成像中具有巨大應(yīng)用潛力。

1 試驗(yàn)方法

1.1 激發(fā)/接收電路

利用超聲換能器激發(fā)的超聲波對(duì)物體進(jìn)行掃描，并通過對(duì)物體的反射回波信號(hào)進(jìn)行接收、處理以獲得物體內(nèi)部的圖像是超聲成像的基本原理。單極性高壓脈沖激發(fā)電路有著大帶寬的優(yōu)點(diǎn)，因而被廣泛應(yīng)用于超聲換能器的超聲激發(fā)［18］。本文采用Brown的方法［19］設(shè)計(jì)了一種可通過STM32方便調(diào)節(jié)重復(fù)頻率的單極型負(fù)脈沖激發(fā)電路。激發(fā)電路可分為3個(gè)主要階段：第1階段通過放大器對(duì)STM32（STM32F407ZGT6，ST）單片機(jī)調(diào)制的控制脈沖電壓進(jìn)行加倍。較高的脈沖電壓增強(qiáng)了第2階段的驅(qū)動(dòng)性能。第2階段采用3對(duì)增強(qiáng)型N-MOS/P-MOS管對(duì)，每對(duì)均用作反向推挽開關(guān)。第3階段射頻功率管501N04作為高壓脈沖激發(fā)的開關(guān)元件，源極連接負(fù)百伏直流高壓電源，漏極并聯(lián)超聲換能器。控制脈沖經(jīng)過前兩階段的放大與推挽后，經(jīng)電容C1耦合到501N04的柵極，控制漏極與源極的快速通斷，實(shí)現(xiàn)負(fù)高壓脈沖的產(chǎn)生，從而使換能器激發(fā)超聲波。為保護(hù)下一級(jí)電路，本文設(shè)計(jì)了并聯(lián)限幅電路把激發(fā)電路產(chǎn)生的高壓脈沖限制到0.7 V，而超聲換能器接收的回波信號(hào)能無衰減地經(jīng)過限幅電路輸出到下一級(jí)。

由于該電路屬于高頻電路，因此該電路的實(shí)現(xiàn)難點(diǎn)為噪聲屏蔽與保持阻抗的連續(xù)性。本文采用了6層印刷電路板（Printed circuit board，PCB）結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)：頂層與底層均為屏蔽地，起到屏蔽外界電磁噪聲的作用；第2與第5層為信號(hào)走線；中間的第3、4層分別為電源平面與地平面，電源平面與地平面層相鄰可以大幅降低電源的阻抗，提升電源穩(wěn)定性，而且信號(hào)層與參考平面的之間的間距較大，增加了信號(hào)的回流面積，增強(qiáng)電磁干擾的屏蔽性能。為保證阻抗的連續(xù)性減少信號(hào)反射，相同網(wǎng)絡(luò)布線的線寬盡量保持一致。

1.2 超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)

超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)包括：系統(tǒng)主控制單元STM32、激發(fā)接收電路、帶動(dòng)成像導(dǎo)管高速旋轉(zhuǎn)掃描的伺服電機(jī)與滑環(huán)、信號(hào)放大器和數(shù)據(jù)采集卡等。STM32為本系統(tǒng)的控制單元，調(diào)制激發(fā)電路的控制脈沖與時(shí)序同步的觸發(fā)采集脈沖。如圖2所示，首先STM32控制激發(fā)接收電路激發(fā)成像導(dǎo)管前端的超聲換能器并接收超聲回波信號(hào)。超聲回波信號(hào)經(jīng)信號(hào)放大器放大處理后，被數(shù)據(jù)采集卡（ATS9325，ALAZAR）采集并傳輸?shù)絇C端，最后重建超聲圖像。為了后續(xù)的對(duì)比實(shí)驗(yàn)，本文采用商用超聲收發(fā)儀（5073P/R）代替激發(fā)接收電路以及信號(hào)放大器作為本次實(shí)驗(yàn)的對(duì)照組。為保證前后兩次實(shí)驗(yàn)放大倍數(shù)的一致性，采用5073P/R的放大器模塊作為本系統(tǒng)的信號(hào)放大器（39 dB）。

圖2 超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)框圖Fig.2 Ultrasound endoscopic imaging system block diagram

1.3 重復(fù)頻率的選取

脈沖的最高重復(fù)頻率的選取受到探測(cè)深度的限制［16］。根據(jù)式（1）可得出最高頻率的限制。

區(qū)塊鏈，是一種去中心化的數(shù)據(jù)庫(kù)，它包含一張被稱為區(qū)塊的列表，有著持續(xù)增長(zhǎng)并且排列整齊的記錄。每個(gè)區(qū)塊都包含一個(gè)時(shí)間戳和一個(gè)與前一區(qū)塊的鏈接，設(shè)計(jì)區(qū)塊鏈?zhǔn)沟脭?shù)據(jù)不可篡改，一旦記錄下來，在一個(gè)區(qū)塊中的數(shù)據(jù)將不可逆。

式中：c為組織聲速，一般取1 540 m/s；R為最大探測(cè)距離；fr為重復(fù)頻率。

考慮到血管檢測(cè)半徑一般在5 mm以內(nèi)，所以重復(fù)頻率fr應(yīng)小于154 kHz。而實(shí)際上由于受檢生物組織并不是單一媒質(zhì)，存在多層反射界面，所以在選取fr時(shí)，還需考慮受檢組織既能被完整成像，又能不產(chǎn)生混迭或多次反射現(xiàn)象。而研究表明，對(duì)于成像深度需求較淺的血管斑塊成像，50 kHz重復(fù)頻率并不會(huì)造成信號(hào)混迭［12］。故本文選取重復(fù)頻率為50 kHz。

2 試驗(yàn)結(jié)果

2.1 激發(fā)電路脈沖測(cè)試

激發(fā)脈沖的幅值決定了超聲換能器的發(fā)射聲功率的大小，而脈沖持續(xù)時(shí)間決定了激發(fā)脈沖的帶寬［20］。本文對(duì)激發(fā)電路高壓脈沖的幅值與脈沖持續(xù)時(shí)間，以及頻譜進(jìn)行了測(cè)試。本文通過使用100 MHz帶寬的數(shù)字示波器（DSOX2012A）記錄激發(fā)電路輸出端脈沖波形（STM32控制脈沖的持續(xù)時(shí)間為10 ns，重復(fù)頻率為50 kHz）。如圖3所示，激發(fā)電路可產(chǎn)生一個(gè)幅值為90 V，脈沖持續(xù)時(shí)間為20 ns的負(fù)脈沖。由頻譜圖分析得出該脈沖能有效激發(fā)25 MHz的超聲換能器。因此，本文在所設(shè)計(jì)系統(tǒng)的成像導(dǎo)管中裝配了25 MHz的超聲換能器。

圖3 高壓脈沖測(cè)試結(jié)果Fig.3 High-voltage pulse test results

2.2 SNR測(cè)試

SNR是衡量成像質(zhì)量的重要性能指標(biāo)，決定了系統(tǒng)的圖像質(zhì)量［21］。本文分別用50 kHz重復(fù)頻率激發(fā)電路與5073P/R激發(fā)同一換能器（中心頻率為25 MHz），并探測(cè)同一石英塊。對(duì)比兩種激發(fā)方式在相同深度下的一維信號(hào)的SNR。獲得的石英塊信號(hào)經(jīng)過帶通濾波與希爾伯特變換后，取該信號(hào)的最大值作為信號(hào)值A(chǔ)signal，再取背景噪聲信號(hào)的標(biāo)準(zhǔn)差δnoise與均值Enoise代入式（2）中，求出各深度SNR。

圖4 為2種激發(fā)方式在各深度（2～14 mm）上的SNR對(duì)比曲線，50 kHz重復(fù)頻率激發(fā)電路在各個(gè)深度上的SNR平均值為37 dB，而5073P/R為43 dB，兩者非常接近，可滿足實(shí)際成像要求。

圖4 SNR對(duì)比Fig.4 Comparison of SNR

2.3 成像速度對(duì)比測(cè)試

本實(shí)驗(yàn)用本文設(shè)計(jì)的超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)測(cè)試50 kHz重復(fù)頻率激發(fā)電路與10 kHz重復(fù)頻率的5073P/R的成像效果。為了模擬活體血管內(nèi)成像，該成像系統(tǒng)分別使用激發(fā)電路與5073P/R對(duì)同一個(gè)收縮運(yùn)動(dòng)的管狀金屬網(wǎng)進(jìn)行圓形掃描成像，金屬網(wǎng)收縮運(yùn)動(dòng)頻率為2.9 Hz。根據(jù)式（3）能計(jì)算出2種重復(fù)頻率匹配的成像速度，即幀率（Frame rate，F(xiàn)R），其中fr為重復(fù)頻率，NA-line為每一幀圖像的A-line數(shù)量。為保證前后兩次實(shí)驗(yàn)的顯示分辨率相同，本次實(shí)驗(yàn)每一幀圖像均由1 000條A-line組成。因此，50 kHz重復(fù)頻率對(duì)應(yīng)的幀率為50 f/s，而10 kHz重復(fù)頻率對(duì)應(yīng)的幀率為10 f/s。

圖5 為管狀金屬網(wǎng)的拉伸裝置實(shí)物圖，金屬網(wǎng)一頭通過固定件1與實(shí)驗(yàn)臺(tái)固定，另一頭通過固定件2連接直流電機(jī)驅(qū)動(dòng)的曲柄滑塊。通過調(diào)節(jié)直流電機(jī)驅(qū)動(dòng)電壓可調(diào)節(jié)金屬網(wǎng)收縮頻率。實(shí)驗(yàn)中，拉伸裝置拉動(dòng)金屬網(wǎng)以固定頻率進(jìn)行反復(fù)收縮舒張運(yùn)動(dòng)；超聲成像導(dǎo)管探頭穿過固定件1的中心圓孔，在金屬網(wǎng)內(nèi)中心位置以相應(yīng)的成像速度進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描；金屬網(wǎng)與超聲成像導(dǎo)管探頭均浸泡在水中以保證超聲信號(hào)的良好耦合。

圖5 拉伸裝置實(shí)物圖Fig.5 Photograph of stretching device

圖6 為收縮運(yùn)動(dòng)管狀金屬網(wǎng)實(shí)物狀態(tài)與成像結(jié)果圖，其中橫縱坐標(biāo)分別為位置坐標(biāo)（x，y）。圖6（a）為金屬網(wǎng)舒張狀態(tài)，圖6（b）為金屬網(wǎng)收縮狀態(tài)。圖7（a，b）分別為t=0 s時(shí)刻和t=0.1 s時(shí)刻50 f/s超聲內(nèi)窺成像結(jié)果。圖7（c，d）分別為t=0 s時(shí)刻和t=0.1 s時(shí)刻10 f/s的內(nèi)窺成像結(jié)果。結(jié)果顯示，50 f/s的超聲內(nèi)窺圖像能把管裝金屬網(wǎng)橫截面的形態(tài)完整記錄下來，并通過前后兩幀圖像分辨出金屬網(wǎng)的狀態(tài)：圖7（a）為金屬網(wǎng)舒張狀態(tài)，圖7（b）為金屬網(wǎng)收縮狀態(tài)。而10 f/s的內(nèi)窺圖像由于幀頻太低，金屬網(wǎng)圓形輪廓出現(xiàn)斷裂失真，且無法從圖7（c，d）分辨出金屬網(wǎng)的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，50 f/s的超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)比10 f/s的內(nèi)窺成像系統(tǒng)具有更高的成像速度，從而消除金屬網(wǎng)收縮運(yùn)動(dòng)帶來的圖像失真，進(jìn)一步凸顯了高重復(fù)頻率超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)在OCT-IVUS成像中的應(yīng)用潛力。

圖6 金屬網(wǎng)實(shí)物圖Fig.6 Photograph of metal net

圖7 成像結(jié)果圖Fig.7 Imaging results

3 結(jié)束語(yǔ)

為了提升IVUS的成像速度，本文設(shè)計(jì)了一種50 kHz重復(fù)頻率激發(fā)電路，并以此為基礎(chǔ)設(shè)計(jì)了一種50 f/s的高速超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)，并在仿體樣品上與使用商用超聲收發(fā)儀的10 f/s內(nèi)窺成像系統(tǒng)進(jìn)行了對(duì)比實(shí)驗(yàn)。在仿體實(shí)驗(yàn)結(jié)果中可以看出，商用超聲收發(fā)儀由于受到重復(fù)頻率的限制，難以提升系統(tǒng)的成像速度，從而導(dǎo)致成像速度過慢帶來的圖像失真。而本研究設(shè)計(jì)的50 kHz重復(fù)頻率的高速超聲內(nèi)窺成像系統(tǒng)，在50 f/s的高速成像下保持了與前一系統(tǒng)相同的A-line數(shù)，并消除了低速帶來的圖像失真，具有接近于商用超聲收發(fā)儀的SNR，因此能很好地彌補(bǔ)IVUS成像速度不足的缺陷，也解決了在高速成像時(shí)因A-line數(shù)下降而產(chǎn)生的圖像質(zhì)量下降問題。

然而，該設(shè)計(jì)目前仍有進(jìn)一步改進(jìn)的空間。首先激發(fā)電路脈沖帶寬較窄，未能完全滿足IVUS對(duì)更高頻換能器的應(yīng)用需求。因此，需要通過優(yōu)化激發(fā)電路的設(shè)計(jì)，縮短脈沖持續(xù)時(shí)間，從而提升激發(fā)脈沖的帶寬，使其滿足更高分辨率的成像需求。其次，系統(tǒng)的電磁噪聲屏蔽效果對(duì)比商用超聲激發(fā)/接收系統(tǒng)略顯不足，可以通過優(yōu)化電磁兼容性（Electromagnetic compatibility，EMC）的設(shè)計(jì)獲得更好的噪聲屏蔽效果，進(jìn)一步提升SNR。

本文設(shè)計(jì)的50 kHz重復(fù)頻率超聲激發(fā)電路能有效提升IVUS的成像速度。在提升OCT-IVUS成像系統(tǒng)的成像速度上有著巨大的應(yīng)用前景。