技术领域
[0001] 本
发明涉及光声成像研究领域，特别涉及一种多通道同步实时数字化光声成像装置及方法。
背景技术
[0002] 目前光声成像已经成为当前医学影像技术研究的一大热点，光声成像是一种非电离和非侵入性的
无损检测技术，可以反映
生物组织的结构特征、代谢状态和病变特征。它结合了纯光学成像和超声成像的优点，可得到高
分辨率和高
对比度的生物组织结构和功能成像。而且光声成像可以很容易的与超声成像结合起来，提供多功能的影像诊断。
[0003] 光声成像系统经历了从单元采集、多元相控的采集、多通道的切换采集，多通道同步并行采集的设计过程，采集时间大大地缩短了。但由于目前的成像系统都是将采集到的数据在上位机通过一定的成像
算法进行处理，因此成像时间受到上位机的处理速度的限制。
[0004]
申请号为CN200610035700.X的
专利申请公开了多通道
电子并行扫描光声实时
层析成像的方法及其装置。该装置包括
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。多通道电子并行扫描电路包括时间增益
放大器、二阶
信号滤波、AD转换、FPGA
数据处理，FPGA的数据处理包括去探测器的脉冲响应、数字滤波，动态聚焦多波束数字合成。该方法操作方便，控制也比较简单，采用多波束合成，提高了分辨率和
信噪比，可以实现层析成像，但仍然有一些不足：1、成像算法是在上位机完成，大大降低了计算机的处理速度，无法完成从采集到成像的实时性；2、由于采用独立的板卡进行采集处理，板卡间没有通信能
力，因此无法完成多通道的板卡扩展，对于大规模的多通道（至少是256通道）采集处理只能采取阵元切换的方式，大大降低了成像的处理速度。
[0005] 因此，需要提供一种多通道且能够同步实时地进行数字化光声成像装置及方法。
发明内容
[0006] 本发明的主要目的在于克服
现有技术的缺点与不足，提供一种多通道同步实时数字化光声成像装置，该装置制作设计简单、
稳定性高，数据的吞吐量大、传输速率及带宽高，应用比较灵活。本发明还提供了一种基于上述多通道同步实时数字化光声成像装置的成像方法。
[0007] 本发明的一个目的通过以下的技术方案实现：一种多通道同步实时数字化光声成像装置，包括激光器、依次相连的多元超声探测器、前置放大电路和数据成像处理单元，所述激光器发射激光照射到生物组织上产生光声信号，然后由多元超声探测器将光声信号转换为
电压信号，再经前置放大电路放大传送到数据成像处理单元；
[0008] 所述数据成像处理单元包括若干个FPGA（Field－Programmable Gate Array，现场可编程
门阵列）采集卡、PXIe（PCI eXtensions for Instrumentation Express，面向仪器系统的PCI扩展）
背板、CPU板卡和时钟同步板卡，每个FPGA采集卡均与前置放大电路信号连接；所述PXIe背板包括PCIe/PCI转接桥、PCIe交换器，用于CPU板卡、FPGA采集卡的连接及通信，所述CPU板卡与FPGA采集卡之间通过PCIe交换器进行数据传输，各个FPGA采集卡通过PXIe总线与CPU板卡进行通信；所述FPGA采集卡之间通过PCIe交换器进行采集卡之间的P2P(Peer-to-Peer，点对点)数据传输，所述时钟同步板卡与PXIe背板连接，通过时钟总线提供系统差分时钟、差分
同步信号、差分星型触发，并且向下兼容PXI时钟，实现多个FPGA采集卡的同步处理。
[0009] 优选的，所述激光器为纳秒
脉冲激光器，脉宽在1-100ns之间，
波长在532-1319nm2
之间，照射到生物组织上的
能量小于20mJ/cm。
[0010] 优选的，所述多元超声探测器的阵元数为64、128、256、384中的一种，探测器的主频从100KHz到30MHz，与探测的光声信号主频匹配，多元超声探测器为线形、扇形、环形及其它形状的多元超声探测器。
[0011] 优选的，所述前置放大电路放大倍数在25dB～60dB之间，带宽在100KHz～100MHz之间，前置放大电路前端设计了阻抗变换电路，
调谐电路用来与多元超声探测器实现阻抗匹配。
[0012] 具体的，所述FPGA采集卡包括信号调理与采集模
块、FPGA
控制器、PXIe控制器和DRAM（Dynamic Random Access Memory，动态随机
存储器），所述信号调理与采集模块、PXIe控制器和DRAM均分别与FPGA控制器相连，PXIe控制器与PXIe背板中的PCIe交换器相连。
[0013] 更进一步的，所述FPGA控制器包括FIFO（First Input First Output，先进先出数据缓存器）模块、主控制单元、内部RAM（Random Access Memory，随机存储器）、CMT（Clock Management Tile，时钟管理模块）和DSP48E Slices；所述信号调理与采集模块将输入的
模拟信号转换成串行的
数字信号后通过总线输入到FIFO模块，FIFO模块将
信号传输到主控制单元，然后通过DSP48E Slices进行相关的运算并将结果存储在内部RAM里面，CMT提供FPGA采集卡内部运行时钟及外部、DRAM、PXIe时钟。
[0014] 作为优选，所述信号调理与采集模块同FIFO模块之间的总线包括
数据总线、控制总线及时钟，数据总线为LVDS（Low-Voltage Differential Signaling，低压
差分信号）传输。
[0015] 更进一步的，所述信号调理与采集模块包括VCA（Variable Gain Amplifier，
可变增益放大器）、A/D转换模块、串行控
制模块、LVDS转换模块，用于将输入的模拟信号转换成LVDS输出。
[0016] 优选的，所述PXIe背板采用工业标准，可以为9槽，14槽，18槽甚至是其它符合工业标准的PXIe背板。
[0017] 优选的，所述CPU板卡包括内存、CPU、
硬盘、USB
接口、GPIB接口和RS232接口。
[0018] 本发明的另一个目的通过以下的技术方案实现：一种多通道同步实时数字化光声成像方法，包括以下步骤：
[0019] （1）激光器发射激光照射到生物组织上产生光声信号，并产生同步采集信号触发FPGA采集卡，多元超声探测器同步接收产生的光声信号并将其转换为电压信号，经前置放大电路放大后分别传送到数据成像处理单元中的若干个FPGA采集卡；
[0020] （2）每个FPGA采集卡中的信号调理与采集模块对信号进行放大及滤波，然后经A/D转换发送到FPGA控制器，FPGA控制器对信号进行去卷积、连续
小波变换（Continuous Wavelet Transform，CWT）、声光衰减补偿，最后将信号通过PXIe背板中的PCIe交换器以P2P数据传输方式传输到其中一块设定的FPGA采集卡上；
[0021] （3）该设定的FPGA采集卡对所有信号采用2-D
滤波反投影算法进行成像处理，然后将处理后的数据通过DMA通道传输到CPU板卡上，从而在上位机上通过显示、存储、图像调节实现实时显示及动态回放、三维显示。
[0022] 具体的，所述步骤（2）中采用的去卷积具体是采用如下算法：
[0023] (2-1-1)获得初始化信号：将直径为10-20个微米之间的激光聚焦到黑
胶带表面，然后用多元超声探测器接收产生的光声信号，经过信号调理与采集模块后再通过FPGA采集卡进行采集，得到系统的脉冲响应，即初始化信号；
[0024] （2-1-2）去卷积：把当前传递到FPGA控制器的光声信号与步骤（2-1-1）得到的初始化信号进行逆卷积运算，进而得到反映样品吸收特性的原始光声信号。
[0025] 具体的，所述步骤（2）中采用的连续小波变换具体是采用如下算法：将去卷积的信号进行以高斯函数的三阶导数为母小波的九阶小波分解，然后通过权重因子增加信号的高频成分进行小波重构。采用连续小波变换可以使采集到的生物组织图像边界更加锐利。
[0026] 具体的，所述步骤（2）中采用的声光衰减补偿是按照指数增长方式进行补偿，增长系数与深度成线性关系。由于声和光在深度方向传播时会产生衰减，从而随着成像深度的加深，图像的对比度会变差。声和光在组织中都是指数衰减，光的衰减跟组织的衰减系数及深度有关，声的衰减跟组织的声衰减系数、声的
频率及深度有关。基于上面原因，本发明中光声成像中的声光衰减补偿是对光
和声都进行补偿，按照指数增长方式，增长系数与深度成线性关系。
[0027] 具体的，所述步骤（3）中采用的2-D滤波反投影算法具体是采用如下步骤：
[0028] （3-1-1）通过去卷积、连续小波变换及声光衰减补偿得到多元超声探测器的每个阵元接收到的实际光声信号；
[0029] （3-1-2）将多元超声探测器每个阵元的实际光声信号依照光吸收点到该阵元的距离进行索引，并将索引值乘以权重因子后作为该阵元在该光吸收点处的光声信号值，并以此完成所有吸收点的光声信号值；
[0030] （3-1-3）成像区域的各个光吸收点的光声信号值为所有阵元在该处的投影值的
叠加。
[0031] 更进一步的，所述多元超声探测器的权重因子是指多元超声探测器的
指向性函数，该指向性函数跟整个多元超声探测器的宽度、阵元大小及超声对多元超声探测器的入射
角有关。由于多元超声探测器的每个阵元都有一定的尺寸，在接收信号时都有一定的接收范围，因此在计算时需要考虑多元超声探测器的指向性函数。
[0032] 本发明与现有光声成像技术相比，具有如下优点和有益效果：
[0033] 1、本发明采用FPGA采集卡+时钟同步板卡+PXIe背板+CPU板卡的结构。模块化的设计减小了PCB的布板难度，增加了
硬件电路的抗干扰能力。高稳定，高
精度的高速时钟减小了板卡间的延时，增加了光声成像系统的稳定性。
[0034] 2、本发明中FPGA采集卡采用具有DSP48E Slices的FPGA处理器，只需要通过嵌入式FPGA处理器就可以完成光声成像的采集控制、光声信号的成像算法，不需要专用的DSP处理器来进行数字化的处理，大大简化了现有光声成像系统硬件电路的设计难度。
[0035] 3、由于从光声信号的采集到成像及上位机的显示所用时间为十几毫秒，完全可以满足实时性成像的要求。而且采用上位机的
帧图像实时存储，可以通过回放的方式进行扫描区域的三维显示及静态分析。
[0036] 4、本发明中的
数据采集处理及成像算法都在嵌入式处理器中完成，不需要通过上位机
软件来处理，因此相比于现有的多元光声成像系统更易于临床应用。
附图说明
[0037] 图1是本发明装置的结构原理图；
[0038] 图2是本发明装置中数据成像处理单元的结构原理图；
[0039] 图3是本发明方法的流程示意图；
[0040] 图4是本发明方法中小波分解及小波重构原理图；
[0041] 图5（a）是
实施例1光衰减及声衰减补偿前原始信号图；
[0042] 图5（b）是实施例1光衰减及声衰减补偿算法中采用的增益补偿特性曲线；
[0043] 图5（c）是实施例1光衰减及声衰减补偿后的信号图；
[0044] 图6是本发明方法中2-D滤波反投影算法的原理图。
[0045] 其中：1—数据成像处理单元、2—FPGA采集卡、3—PXIe背板、4—时钟总线、5—信号调理与采集模块、6—FPGA控制器、7—数据总线、8—小波变换系数、9—小波重构权重因子、10—多元超声探测器、11—多元探测探测器的单个阵元、12—成像的样品、13—光吸收点、14—光吸收点到阵元的距离、15—超声对探测器的入射角、16—按光吸收点到探测器距离索引的信号。
具体实施方式
[0046] 下面结合实施例及附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。
[0047] 实施例1
[0048] 如图1所示，一种多通道同步实时数字化光声成像装置，包括激光器、依次相连的多元超声探测器、前置放大电路和数据成像处理单元1，所述激光器发射激光照射到生物组织上产生光声信号，然后由多元超声探测器将光声信号转换为电压信号，再经前置放大电路放大传送到数据成像处理单元1。在本实施例中，激光器为波长1064nm、频率10Hz、脉宽8ns的Nd:YAG激光器。所述多元超声探测器的阵元数为64，主频为7.5MHz。前置放大电路增益为25dB，带宽为50MHz。前置放大电路前端还设计了阻抗变换，调谐电路用来与多元超声探测器实现阻抗匹配。
[0049] 如图1和2所示，所述数据成像处理单元1包括若干个FPGA采集卡2、PXIe背板3、CPU板卡和时钟同步板卡，每个FPGA采集卡2均与前置放大电路信号连接；所述PXIe背板3包括PCIe/PCI转接桥、PCIe交换器，用于CPU板卡、FPGA采集卡2的连接及通信，所述CPU板卡与FPGA采集卡2之间通过PCIe交换器进行数据传输，各个FPGA采集卡2通过PXIe总线与CPU板卡进行通信；所述FPGA采集卡2之间通过PCIe交换器进行采集卡之间的P2P数据传输，所述时钟同步板卡与PXIe背板3连接，通过时钟总线4提供系统差分时钟、差分同步信号、差分星型触发，并且向下兼容PXI时钟，实现多个FPGA采集卡2的同步处理。
[0050] 如图1所示，在本实施例中，所述FPGA采集卡2包括信号调理与采集模块5、FPGA控制器6、PXIe控制器和DRAM，所述信号调理与采集模块5、PXIe控制器和DRAM均分别与FPGA控制器6相连，PXIe控制器与PXIe背板3中的PCIe交换器相连。其中，所述信号调理与采集后的总线传输包括数据总线7、控制总线及时钟，数据总线为LVDS传输。同时，所述信号调理与采集模块5包括VCA、A/D转换模块、串行
控制模块、LVDS转换模块，用于将输入的模拟信号转换成LVDS输出。
[0051] 如图2所示，所述FPGA控制器6包括FIFO模块、主控制单元、内部RAM、CMT和DSP48E Slices；所述信号调理与采集模块5将输入的模拟信号转换成串行的数字信号后通过总线输入到FIFO模块，FIFO模块将信号传输到主控制单元，然后通过DSP48E Slices进行相关的运算并将结果存储在内部RAM里面，CMT提供FPGA采集卡内部运行时钟及外部、DRAM、PXIe时钟。
[0052] 一般的PXIe背板采用工业标准，可以为9槽，14槽，18槽甚至是其它符合工业标准的PXIe背板。本实施例中选用14槽。
[0053] 所述CPU板卡包括内存、CPU、硬盘、USB接口、GPIB接口和RS232接口。
[0054] 如图3所示，本发明一种多通道同步实时数字化光声成像方法，包括以下步骤：
[0055] （1）激光器发射激光照射到生物组织上产生光声信号，并产生同步采集信号触发FPGA采集卡，多元超声探测器同步接收产生的光声信号并将其转换为电压信号，经前置放大电路放大后分别传送到数据成像处理单元1中的若干个FPGA采集卡；
[0056] （2）每个FPGA采集卡中的信号调理与采集模块对信号进行放大及滤波，然后经A/D转换发送到FPGA控制器，FPGA控制器对信号进行去卷积、连续小波变换、声光衰减补偿，最后将信号通过PXIe背板中的PCIe交换器以P2P数据传输方式传输到其中一块设定的FPGA采集卡上；
[0057] （3）该设定的FPGA采集卡对所有信号采用2-D滤波反投影算法进行成像处理，然后将处理后的数据通过DMA通道传输到CPU板卡上，从而在上位机上通过显示、存储、图像调节实现实时显示及动态回放、三维显示。
[0058] 所述步骤（2）中采用的去卷积具体是采用如下算法：
[0059] (2-1-1)获得初始化信号：将直径为10-20个微米之间的激光聚焦到黑胶带表面，然后用多元超声探测器接收产生的光声信号，经过信号调理与采集模块后再通过FPGA采集卡进行采集，得到系统的脉冲响应，即初始化信号；
[0060] （2-1-2）去卷积：把当前传递到FPGA控制器的光声信号与步骤（2-1-1）得到的初始化信号进行逆卷积运算，进而得到反映样品吸收特性的原始光声信号。
[0061] 所述步骤（2）中采用的连续小波变换具体是采用如下算法：将去卷积的信号进行以高斯函数的三阶导数为母小波的九阶小波分解，然后通过权重因子增加信号的高频成分进行小波重构。采用连续小波变换可以使采集到的生物组织图像边界更加锐利。连续小波变换原理如图4所示，由于高斯函数的三阶导数与光声信号的N形波比较接近，这里是通过将光声信号进行以高斯函数的三阶导数为母小波的九阶小波分解，小波变换系数8通过小波重构权重因子9增加信号的高频成分进行小波重构。
[0062] 由于脉冲激光以及与频率相关的超声在组织中传播时随着深度的增加成指数衰减。因此在做深度方向的光声成像时需要对衰减进行补偿，采用的声光衰减补偿是按照指数增长方式进行补偿，增长系数与深度成线性关系。对于本实施例中如图5（a）所示的光衰减及声衰减补偿前原始信号，采用图5（b）所示的增益补偿特性曲线进行光衰减及声衰减补偿，最终得到图5（c）所示的光衰减及声衰减补偿后的信号图。
[0063] 2-D滤波反投影是基于一维滤波反投影的重建算法。其工作原理如图6所示，具体是采用如下步骤：
[0064] （3-1-1）通过去卷积、连续小波变换及声光衰减补偿得到多元超声探测器10的每个阵元11接收到的实际光声信号16；
[0065] （3-1-2）如本实施例图6中所示，对于光吸收点13，将多元超声探测器10中每个阵元11的实际光声信号16依照光吸收点13到该阵元的距离14进行索引，并将索引值乘以权重因子后作为该阵元在该光吸收点13处的光声信号值，并以此完成所有吸收点的光声信号值。
[0066] （3-1-3）成像区域的各个光吸收点的光声信号值为所有阵元在该处的投影值的叠加。
[0067] 所述多元超声探测器的权重因子是指多元超声探测器的指向性函数，由于多元超声探测器10的每个阵元11都有一定的尺寸，在接收信号时都有一定的接收范围，因此需要考虑多元超声探测器的指向性函数，指向性函数跟整个多元超声探测器的宽度、阵元大小及超声对多元超声探测器的入射角15有关。
[0068] 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。
