多通道电子并行扫描光声实时层析成像的方法及其装置

1、一种多通道电子并行扫描光声实时层析成像的方法，其特征在于包括如下步骤： (1)脉冲激光入射到生物组织中产生光声信号，脉冲激光发射的同时同步触发主控电路，开始电子并行扫描周期； (2)利用高密度阵列超声换能器并行接收光声信号，利用多通道电子并行扫描电路同步采集、时间增益放大、二阶信号滤波、A/D转换、数据转换与缓冲； (3)利用FPGA实现对缓冲后的数字信号进行前处理，包括：去探头卷积和数字滤波； (4)利用FPGA实现对缓冲后的数字信号进行后处理，实现基于动态聚焦的多波束数字合成，形成帧信号和帧标识符存入帧存储器，再通过USB接口或PCI接口输入计算机内存； (5)通过访问计算机内存对数据进行后处理和实现人机交互界面。
2、 根据权利要求1所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像的 方法，其特征在于：步骤（1)中，所述脉冲激光波长为500nm〜1064nm， 同步触发信号为激光器的激光发射同步脉冲。
3、 根据权利要求1所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像的 方法，其特征在于：步骤（2)中，所述高密度阵列超声换能器的阵元数 为128或96;高密度阵列超声换能器中心频率与欲探测样品或生物组织的 中心主频一致；多通道电子并行扫描电路的通道数与高密度阵列超声换能 器的阵元数相同。
4、 根据权利要求1所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像的方法，其特征在于：步骤（2)中，所述时间增益放大的控制参数根据光声信号本身的固有衰减系数与生物组织对超声波的衰减系数的和的倒数计算得出；对于A/D转换步骤选用基于低电压差分输出的放大器和12位 低电压差分A/D转换器；对于A/D转换后输出的信号，采用FPGA将低 电压差分信号转换为并行12位信号并缓冲。
5、 根据权利要求1所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像的 方法，其特征在于：步骤（3)中，根据测得的探头对点光源打在紧靠探 头表面黑吸收体的响应做去探头巻积。
6、 根据权利要求1所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像的 方法，其特征在于：步骤（4)中，通过计算能够接收到信号源的半功率 点以上信号的阵元数确定通道数量及基于并行采集的多波束合成。
7、 根据权利要求1所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像的 方法，其特征在于：步骤（5)中，根据人的视觉系统的非线性特性和显 示器的黑度的非线性特点做信号校正。
8、 一种实现权利要求1〜7任一项所述方法的多通道电子并行扫描光声实时层析成像装置，其特征在于：包括激光器、高密度阵列超声换能器、 多通道电子并行扫描电路和计算机，所述高密度阵列超声换能器端面正对 激光器照射的样品，高密度阵列超声换能器、多通道电子并行扫描电路和 计算机依次电气连接。
9、 根据权利要求8所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像装置，其特征在于：所述多通道电子并行扫描电路包括主控制电路、动态时 间增益控制放大电路、二阶滤波电路、A/D采样电路、FPGA转换与缓冲 电路、FPGA数字信号处理与多波束合成电路和USB2.0或PCI之一的数 据传输电路，动态时间增益控制放大电路、二阶滤波电路、A/D采样电路、 FPGA转换与缓冲电路、FPGA数字信号处理与多波束合成电路和USB2.0 或PCI之一的数据传输电路依次电气连接，主控制电路除二阶滤波电路外 与其余各电路电气连接。
10、 根据权利要求9所述的多通道电子并行扫描光声实时层析成像装 置，其特征在于：所述高密度阵列超声换能器的阵元数为128或96;所述 多通道电子并行扫描电路的通道数与高密度阵列超声换能器的阵元数相 同。

多通道电子并行扫描光声实时层析成像的方法及其装置\n技术领域\n本发明涉及光声层析成像技术，特别涉及一种多通道电子并行扫描光 声实时层析成像的方法及其装置。\n背景技术\n当用短脉冲激光照射光吸收体时，吸收体吸收光能量引起温升，温升 导致热膨胀而产生压力波，这就是光声效应，光声效应给出了样品光吸收 分布和光声信号的关系，所以可以通过测量各个方向的光声压，重建出样 品的光吸收分布，这就是光声成像的基本原理。光声信号能实现具有光吸 收差异的样品或生物组织的层析成像，因为不同位置的吸收体产生的光声 信号能通过一定的算法重建出来。由于光声信号携带了其内部丰富的特征 信息，可以用来判断和甄别其内部的状况，这种方法与传统的超声探测或\nX影像方法相比，它可以区分声阻抗相同或者X射线的吸收相同而光学参\n数不同的待测样品或生物组织。由于样品或生物组织的复杂性，对样品或 生物组织中光声信号的精确、快速测量是对其特征进行分析、诊断和实时 成像的前提。\n要做到光声实时层析成像，目前主要存在两方面的问题： 一方面，光 声成像具有很高的分辨力，理论上可以达到几十微米，要充分体现光声成 像的优点，成出具有高清晰度、高分辨率的图像，光声成像的特性决定了 必须采用多点或多次采集光声信号才能提供高的图像分辨力。但是目前适 合做光声成像的激光器的发射重复频率比较低， 一般在几十赫兹以内，采 用多点测量或者分时采集都无法达到实时成像的要求，对于运动物体更不 可能成像。因此采用高密度阵列超声换能器结合多通道电子并行扫描的方 式是实现高分辨力、实时成像的关键，使得光声成像可以用于临床珍断。 另〜•方面，目前一般用超声换能器测量时，基本都是在被测样品或生物组 织的端面放置超声换能器，测量样品或生物组织内传出的光声信号；这样 得到的信号一般是体声场的各个发声点产生的信号在测量点的叠加，因此 再重建被测体内光声图像或判断其内部确切点的信号比较困难，需要多点 测量和复杂的算法处理数据，计算量非常大；而且对于结构复杂的样品或 生物组织的应用而言，例如生物组织，由于它是光的强散射体，入射的激 光很快发散，加上生物组织一般不是各向同性的光学和声学体，因此激光 产生的声场以及声场的反射、透射和吸收都很复杂，很难得到各个点的确 切光声信号。专利申请号为03126896.X的中国发明专利申请公开了一种\n"多元阵列电子扫描生物组织光声层析成像的方法及其装置"，该技术方 案提出了每次采用多元阵列超声换能器的部分群元来接收光声信号，然后 通过相控算法快速合成一根扫描线的方法；但是一帧图像是由许多根扫描 线构成的，该方法重建出一帧图像需要激光重复发射许多次，按照文中所 提方法需要至少需要用时2秒钟，在目前适合用来做光声成像激光器的发 射重复频率仅为几十赫兹的情况下是无法实时成像的。根据实时成像的定 义，每秒成像要达到在25帧以上，才能显示脏器的活动，且视力已察觉 不出图像的闪动情况，这样的系统才能称为实时成像系统。因此在多通道\n(通道数与多元阵列超声换能器元数相同， 一般64通道以上）并行采集 的前提下采用现场可编程门阵列（field-programmable gate array, FPGA) 实现多波束动态聚焦算法是达到一次激光发射即可重建出一帧高分辨率 图像和达到实时成像要求的关键。\n发明内容\n本发明的目的在于针对现有技术存在的缺点和不足，提供一种对生物 组织、样品的方便、无损、高精度可实时成像的光声层析成像（每秒25 帧图像以上）的方法。\n本发明的另一目的在于提供一种实现上述光声实时层析成像的装置。 本发明的目的通过下述技术方案实现： 一种多通道电子并行扫描光声 实时层析成像的方法，包括如下步骤：\n(1) 脉冲激光入射到生物组织中产生光声信号，脉冲激光发射的同 时同步触发主控电路，开始电子并行扫描周期。\n(2) 利用高密度阵列超声换能器并行接收光声信号，利用多通道电 子并行扫描电路同步采集、时间增益放大、二阶信号滤波、A/D转换、数 据转换与缓冲。\n(3) 利用FPGA实现对缓冲后的数字信号进行前处理，包括：去探 头巻积、数字滤波。\n(4)利用FPGA实现对缓冲后的数字信号进行后处理，实现基于动 态聚焦的多波束数字合成，形成帧信号和帧标识符存入帧存储器，再通过 USB接口或PCI接口输入计算机内存。\n(5 )通过访问计算机内存对数据进行后处理和实现人机交互界面。\n步骤（1)中，所述脉冲激光优选波长为500nm〜1064nm，采用光电 二极管接收激光发射时的散射光，经放大后同步触发主控电路。\n步骤（2)中，所述高密度阵列超声换能器可以根据不同的需要设计 成不同的阵元数，如128、 96;根据光声信号频带特点，高密度阵列超声 换能器中心频率优选与欲探测样品或生物组织的中心主频一致的频率；多 通道电子并行扫描电路的通道数与高密度阵列超声换能器的阵元数相同， 例如：对于128阵元（384素子）结构的高密度阵列超声换能器，采用128 通道并行釆集；时间增益放大的控制参数根据光声信号本身的固有衰减系 数（1/R， R为探测点与声源的距离）与生物组织对超声波的衰减系数（一 般为-0.6〜-0.7dB/cn^MHz)的和的倒数计算得出；当通道数量大（>96)， 如果采用传统的并行A/D器件，那么仅A/D转换器的输出就将超过1000 根数据线，这对减小干扰、PCB布线和数据的接收与缓冲将带来巨大的难 度，所以，我们对于A/D转换步骤选用了基于低电压差分（LVDS)输出 的放大器和12位低电压差分（LVDS) A/D转换器；对于A/D转换后输出 的信号，采用FPGA将LVDS信号转换为并行12位信号并缓冲。\n所述步骤（3)中，根据测得的探头对点光源打在紧靠探头表面黑吸 收体的响应做去探头巻积；对多通道中的每通道数字信号进行数字（FIR、 IIR)滤波。\n所述步骤（4)中， 一个波束（扫描线）需要选取若干通道的信号动 态聚焦合成得到，通道数的确定是通过计算能够接收到信号源的半功率点 以上信号的阵元数确定，假如已经确定了选取的通道数为9、总通道数为 128，那么多波束合成方法是：1〜8通道动态聚焦后在第4.5阵元的位置 上合成第一根扫描线，1〜9通道动态聚焦后在第5阵元的位置上合成第二 根扫描线，2〜9通道动态聚焦后在第5.5阵元的位置上合成第三根扫描线， 2〜10通道动态聚焦后在第6阵元的位置上合成第四根扫描线，以此类推， 这样将一次激光发射就可以合成信噪比很高的249根扫描线，重建出一帧 图像。\n所述步骤（5)中，灰阶变换是根据人的视觉系统的非线性特性和显\n示器的黑度的非线性特点做校正，图像冻结功能可以对感兴趣的图像做静 态观察和利用计测功能对病灶的面积做计算以做出诊断。\n实现上述方法的多通道电子并行扫描光声实时层析成像装置包括激 光器、高密度阵列超声换能器、多通道电子并行扫描电路、计算机，高密 度阵列超声换能器端面正对激光照射的样品，高密度阵列超声换能器、多 通道电子并行扫描电路、计算机依次电气连接。\n所述多通道电子并行扫描电路包括主控制电路、动态时间增益控制放\n大电路、二阶滤波电路、A/D采样电路、FPGA转换与缓冲电路、FPGA 数字信号处理与多波束合成电路、USB2.0 (或PCI)数据传输电路，动态 时间增益控制放大电路、二阶滤波电路、A/D采样电路、FPGA转换与缓 冲电路、FPGA数字信号处理与多波束合成电路、USB2.0 (或PCI)数据\n传输电路依次电气连接，主控制电路除二阶滤波电路外与其余各电路电气 连接。动态时间增益控制电路接收到起始信号以后按光声信号的特性随时 间的变化发出8位增益控制信号给D/A转换器转换成电压信号输入到可变 增益放大器（放大系数由电压控制）的控制端控制可变增益放大器的放大 系数；基于LVDS的A/D转换与FPGA接收转换与缓冲电路，将A/D转 换后的差分信号高速输入FPGA后再转换成12位并行信号进行数据缓冲； FPGA数字信号处理与多波束合成电路,把每通道上的数据前处理完之后， 根据时间和几何位置上的关系在选择的多通道中心进行基于动态聚焦的 多波束合成。\n所述高密度阵列超声换能器可以根据不同的需要设计成不同的阵元 数，如128、 96;所述多通道电子并行扫描光声实时层析成像装置的通道 数与高密度阵列超声换能器的阵元数相同，并可随高密度阵列超声换能器 的阵元数不同进行相应的调整。\n用多通道电子并行扫描电路对光声信号采集，可以在同一位置采集成 像，也可使高密度阵列超声换能器旋转采集后通过滤波反投影算法实现高 分辨率的图像重建。\n本发明的工作原理是：激光器产生的脉冲激光束照射在样品或生物组 织上，样品或生物组织产生光声信号，高密度阵列超声换能器每一阵元并 行接收样品或生物组织的光声信号，探头输出的信号同时被多通道电子并 行扫描电路采集后进行数字信号处理和数字波束合成，最后控制读取帧图 像存储器中的数据并通过USB接口或PCI接口输入计算机进行后处理。这样只要一次激光发射，多通道tUf并行扫描电路（如128通道；可以合 成出一帧高分辨率、高信噪比的图像。激光器和多通道电子并行扫描系统 的发射和接收重复频率大于24赫兹并且数据处理时间小于采样时间间隔 就达到了实时成像的目的。\n本发明与现有技术相比具有如下优点及效果：\n(1) 由于本发明仅发射一次激光即可实现样品或生物组织的自动电 子并行扫描实时层析成像，所以成像速度快，完全可以实现实时成像，特\n别可以实现对运动生物组织的实时层析成像（每秒25帧），这对活体生物 组织的研究具有重要的意义。\n(2) 本发明中采用动态聚焦技术，使图像具有高分辨率和高信噪比。\n(3) 本发明装置中的高密度阵列超声换能器可以针对不同的物体灵 活地设计成线型、扇型、圆型等形状以获得最佳的成像效果，利用本发明 既能够对不定形的组织成像，也能对乳房这样锥状和柱状的组织断层成 像，适应性好；应用范围广。\n(4) 利用本发明可以对声阻抗相同而光学参数不同的待测样品或生 物组织实现层析成像；这一点对早期癌变的诊断特别重要，因为癌变组织 在早期，体积比较小，超声和X射线都不能对它精确成像，但采用本发明 所述的光声层析方法即能对其层析成像；本发明所采用的算法比较简单， 运算量小，可以实现对生物组织的实时快速成像。\n附图说明\n图1是本发明多通道电子并行扫描光声实时层析成像装置的结构示意图。\n图2是图1所示装置中的多通道电子并行扫描电路的结构方框图。 图3是图2所示多通道电子并行扫描电路中时间增益控制电路图。 图4是图2所示多通道电子并行扫描电路中二阶滤波电路图及其\nmatlab仿真频域特性。\n图5 (a)是128阵元超声换能器正对样品的阵元接收到的信号；（b)\n是有效接收孔径最边缘阵元接收到的信号。\n图6是128通道并行采集后抽取10/11通道并采用1/2步距动态聚焦\n合成扫描线示意图。\n图7是成像样品示意图。\n图8是对图7所示样品所成的二维层析图像。\n具体实施方式\n下面结合实施例及附图对本发明作进一步详细的叙述，但本发明的实 施方式不限于此。 实施例\n本实施例主要是利用型号为L7L38的128阵元（384素子）高密度线 性阵列宽频超声换能器、128通道电子并行扫描电路以及计算机软件实现， 并和激光器组成了样品或生物组织光声实时层析成像装置，实现光声实时 层析成像。\nL7L38线性阵列超声换能器是一种高密度、宽频带、多变频的128阵 元超声换能器，采用高精度切槽技术使得每一阵元声学性能具有很高的一 致性，采用热设计技术提高超声换能器的声电转换效率，釆用高性能的声 学材料使探头具有高带宽和高灵敏度。具有如下特性：1、扫描方式：线 性阵列电子扫描；2、标称频率：7.5MHZ (亦可工作在5MHZ、 10MHZ); 3、换能器振元数：384素子/128阵元（l个阵元由3个素子组成）；4、频 带宽度：>75% (相对带宽）；5、探头外部尺寸：57X23X92mm; 6、阵 元信号并行输出（无开关控制电路）。\n本发明多通道电子并行扫描光声实时层析成像装置的具体结构如图1 所示，由图1可见，本装置主要包括激光器l、光电二极管4、 128阵元超 声阵列换能器5、 128通道电子并行扫描电路6、计算机7、样品池IO。激 光器1发出的激光束经过凹透镜3的扩大后照射到样品或生物组织9，样 品或生物组织9的水平切面与128阵元超声阵列换能器5的接收端面相对 安装，128阵元超声阵列换能器5、 128通道电子并行扫描电路6、计算机 7依次电气连接。\n所述i28通道电子并行扫描屯路是根据光声效应的特点独立设计完成 的，它的具体结构如图2所示，由控制电路6-l，时间增益控制放大电路 6-2， 二阶滤波电路6-3， A/D转换电路6-4， FPGA接收与缓冲电路6-5， FPGA数字信号处理与多波束合成电路6-6， USB2.0数据传输电路6-7连 接构成。控制电路6-l接收光电二极管输出的激光发射同步脉冲信号后产 生各类控制、同步和触发信号，用于随时间变化控制时间增益控制放大器 的放大系数、触发A/D转换器开始工作、FPGA接收和缓冲电路同步接收\n和缓冲数据，采样周期结束后控制启动FPGA数字信号处理与多波束合成 电路6-6开始工作。\n所述时间增益控制放大电路6-2控制原理图如图3所示，在采集周期 开始以后，随时间的变化主控制电路6-1把8位控制量输入模一数转换器 A/D7226转换为电压输出到电压控制型增益放大器的输入端。\n所述二阶滤波电路6-3如图4所示，可以根据光声信号的特点通过调 整相应的电阻和电容值确定信号的通频带。\n本发明装置除了自行设计的128通道电子并行扫描电路6外，其它的 构件选型如下：激光器l选用白俄罗斯LOTIS公司的TII,可发出波长为 532nm〜1064nm的脉冲激光，本实施例选用波长为532nm的绿色激光， 它的重复周期为24HZ;计算机7可以选用P4微机，内存在512M以上； 样品池10是用有机玻璃制成的长方体盒子，样品池10中充满水，其内壁 涂有吸声材料；样品由琼脂8和直径为0.7mm的碳颗粒9构成，具体是用 2克的琼脂粉和98克的水加热到7(TC然后冷却凝结而成，琼脂8冷却到 接近固体时将作为吸收体的碳颗粒9嵌入其中并迅速冷却形成，具体形状、 尺寸如图7所示。图5 (a)是128阵元超声换能器正对样品阵元接收到的 信号，图5 (b)是有效（信噪比大于2)接收孔径最边缘阵元接收到的信 号，通过该方法测定了 128阵元超声阵列换能器5对点信号的接收孔径的 大小，从而确定了数据合成时选中的通道的数量。我们确定参与一根扫描 线数据合成的通道数为11，图6是128通道并行采集后抽取10/11通道并 采用1/2步距原理动态聚焦合成扫描线的示意图，可以看出有效信号相干 增强、无效信号相消减弱。图8是被测样品的二维层析图，横坐标表示样 品表面（声源）与探测器的距离，纵坐标表示对应的探测器的位置，图8 中的B点即为图7中的吸收体A所对应的图像，将图8及图7作比较可 以看出它们对应得很好。\n利用上述装置实现的本发明方法的具体实施步骤为：\n(1) 设计和制作128通道电子并行扫描电路6及其控制软件。\n(2) 调整激光器的脉冲重复频率（实时成像要求大于24Hz)，采用 内触发模式，发出波长为532nm、脉冲宽度为8"s的脉冲激光2，脉冲激 光2经凹透镜3使激光束扩大后入射到样品上，样品受到激发产生光声信 号。\n(3) 128阵元超声阵列换能器5浸入水中并使接收端面与样品9水平\n切面正对，用来接收光声信号；128阵元超声阵列换能器5的中心位置对 准样品的旋转中心。\n(4) 光电二极管4置于激光器脉冲激光的输出口附件，接收脉冲激 光的散射光产生同步信号触发控制电路6-1，该信号作为一个釆集周期的 起始信号，控制电路6-1同步触发128阵元超声阵列换能器5进行光声信 号的接收以及A/D转换电路6-4开始A/D转换。\n(5) 128阵元超声阵列换能器并行接收到超声信号后经时间增益控制 电路6-2 (如图3)放大，控制电路6-l随时间变化发送的增益控制信号调 整时间增益控制电路6-2的放大系数后输出到二阶滤波电路6-3 (如图4) 滤波输出，经A/D转换电路6-4转换后以LVDS格式输出，FPGA接收与 缓冲电路6-5同步接收转换和缓冲数据。\n(6) 控制电路6-1在接收到光电二极管4输出的控制起始信号就开始 定时，定时的时间为要采集的距离除以超声波在耦合媒介中的速度，定时 结束产生定时中断，控制电路6-l中的控制器进行中断处理，停止A/D转 换并控制FPGA数字信号处理与数字波束合成电路6-6开始工作。\n(7) FPGA数字信号处理与多波束合成电路6-6在处理完一帧图像数 据以后产生一个帧结束标识符，主控电路检测到这个帧结束标识符后启动 USB数据采集/传输电路6-7读取并传输这帧图像数据到计算机内存 ，传输 完这帧图像数据后128通道并行采集与数字信号处理电路等待下一次扫描 的开始。\n(8) 计算机7对传进来的一帧信号进行灰阶变换后存入计算机开辟 的一块专门作为帧图像数据存储区的内存区，该内存区大小为256帧图像 数据的容量，新存入的帧图像数据覆盖该内存区的最后一帧数据，屏幕同 步动态显示该帧图像。当按下冻结键以后可以重复播放内存中的帧存储区 的图像也可以显示单帧图像，为诊断提供便利。\n上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上 述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改 变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明 的保护范围之内。