介绍了医用超声内窥镜成像系统的工作原理及超声成像驱动控制系统的设计与实现。根据超声成像系统指标，主要讨论了超声波激发、接收电路原理及具体的电路；现场可编程逻辑阵列（FPGA）作为核心控制模块完成对数据传输和相关电路及芯片的控制，主要实现了对超声波的发射、接收、A／D转换以及成像部分同步控制，电路的性能已得到实验的验证。

提出了一种基于USB2．0的DMA方式下实现医用超声内窥镜高速图像采集的新方法。该方法以CPLD（复杂可编程逻辑器件）作为数据传输的控制核心，并采用了外部高速缓存模块以实现数据传输的完整性，结构简单，灵活性强，方便易行，完全满足医用超声内窥镜系统实时显示图像的要求。该设计可被广泛的应用于要求高精度高速实时数据采集的场合。

为了探测组织的双折射性质,搭建了以FPGA作为处理芯片的单探测器偏振OCT系统。FPGA利用内部RAM、乘法器、IP核和宏功能模块构建数字正交解调电路,提取偏振OCT干涉信号,获取组织的反射率信息和双折射信息。获取的数据经USB2.0接口送入计算机显示。对玻片和生物组织进行信号解调实验,结果表明,系统能够对偏振OCT信号进行解调,而且能够持续稳定工作。

根据数字超声成像的要求和超声信号的特点，设计了由高速采样电路和FPGA正交解调电路组成的数字超声内窥镜接收系统。采样电路由AD8138和AD9235实现，对放大后的超声回波信号直接进行模数转换；FPGA利用内部RAM、乘法器、IP核和宏模块构建数字正交解调电路，提取超声回波信号的幅度；获取的幅度信息经USB2．0接口电路送入计算机显示。对玻璃杯进行的静止扫描成像实验，验证了接收系统的小信号检测能力，可以检测到信噪比约为4dB的回波信号；对玻璃杯进行的旋转扫描成像实验，表明接收系统可用于数字超声内窥镜成像。

为了同时获取样品的表面和深度信息,研究光学相干层析的成像原理,建立了基于光学相干层析技术的内窥系统,实现了旋转扫描成像,系统的工作波长为1310nm,工作带宽为80nm.理论推导及计算机仿真得到了系统信噪比与干涉仪的分光比、反射率之间的关系并分析了理论分辨率和探测深度.提出外径为5mm的内窥镜扫描探头,聚焦距离为12mm,数值孔径NA为0.47,折射率分布常量√A=0.2187.利用微型电机驱动直角棱镜实现扫描,旋转速度为25rpm,旋转一周得到640个采样点.采用多层盖玻片和洋葱表皮作为样品进行实验分析,得到了盖玻片和洋葱的图像,横向分辨率和纵向分辨率分别为10μm和15μm.结果表明,设计的光学相干层析内窥系统能够用于旋转扫描成像,获取更多的组织信息.

利用现场可编程门阵列(FPGA)作为主控芯片,研制了医用电子内窥镜的成像系统.主要包括4个部分光学成像系统,CCD驱动、图像采集、编码电路(驱动CCD、控制图像采集与编码),彩色图像畸变实时校正系统(用于实时在线校正内窥镜光学系统的畸变),视频驱动亮度控制系统(调节光源的发光亮度).最终研制成具有高分辨率(702×576)彩色图像畸变实时校正功能的医用电子内窥镜系统.

介绍了医用电子内窥镜畸变实时校正系统的原理与设计实现.在硬件设计中采用视频编码器和视频解码器分别实现对输入模拟信号的解码和输出数字信号的编码,并以SRAM作为输入畸变图像和输出校正图像的存储器.系统的控制中心选用可编程逻辑器件FPGA,以实现对硬件系统功能的灵活修改和扩充.

为了补偿医学超声内窥镜中超声信号的传输衰减，设计了由AD8065、AD8331和现场可编程门阵列（FPGA）组成的前置放大与增益补偿电路．电路采用AD8065实现超声换能器与增益补偿电路间的阻抗变换，然后，根据超声信号在人体组织中的衰减规律，由FPGA输出补偿控制电压，控制AD8331实现对回波信号的补偿放大．对实际超声回波进行的补偿实验表明，该电路能够有效地补偿超声信号的传输衰减，而且，利用FPGA的可编程性，该电路可根据不同的衰减曲线进行灵活配置.

研究基于现场可编程门阵列（FPGA）的超声多普勒内窥成像系统,针对内窥系统超声探头体积小、回波信号微弱的特点,设计了具有较高增益和较低噪声的超声信号前端接收电路.在FPGA中对微弱信号进行全数字化处理,实现了正交解调与频谱分析等功能,系统具有电路匹配性好、信噪比高、处理速度快及体积小等优势;搭建基于多普勒物理模型的实验平台进行实验验证,分析对比不同实验条件下的声谱,验证了系统及信号处理方法的合理性和正确性.

设计了医用电子内窥镜(MEE)畸变实时校正硬件系统,以有效改善图像的畸变失真,实时地反映病变部位.采用FPGA作为图像处理器,用Verilog HDL语言设计了双线性内插模块,实现了MEE标准视频图像的硬件双线性插值.系统延迟40 ms,校正前、后图像的相对畸变分别小于-20%和±1%.