基于OV2640的微型膠囊內窺鏡系統設計*

程 磊，劉 波，徐建省，吳懷宇，陳 洋

（1.武漢科技大學信息科學與工程學院，湖北武漢 430081;2.中國科學院 電工研究所，北京 100190）

0 引言

目前，隨著人類對醫療設備舒適度的逐漸提升，傳統的直插式消化道檢測系統已經不能滿足人類的需求，同時為了提高消化道疾病的檢查效率，出現了能夠進入人體消化道的膠囊內窺鏡檢測系統［1～4］，通過膠囊內窺鏡消化道的檢查，不僅可以減輕患者的痛苦，而且可以對整個消化道進行更全面的檢查。膠囊內窺鏡在體內檢測的關鍵技術在于圖像數據的采集與傳輸［5，6］，同時對體積大小和功耗的要求較高。

為了滿足體內無線圖像的傳輸，本文設計了用內部集成了增強型8位單片機、具有2.4 GHz頻率收發功能的nRF24LE1低功耗芯片控制CMOS圖像傳感器OV2640獲取圖像的方案，其中圖像傳感器OV2640能夠實現JPEG壓縮算法，可以在不影響圖像視覺效果的前提下減小圖像數據量，為無線圖像的傳輸和處理提高了方便，該系統具有體積小、功耗低、通信可靠等優點，能夠實現體內無線圖像采集與傳輸的需求。

1 膠囊內窺鏡JPEG圖像壓縮算法

通過JPEG壓縮處理后的圖像，降低了圖像的數據量，一幀圖像數據的發送時間和功耗明顯降低［7］。傳輸JPEG壓縮格式的圖像時，不僅能夠提高無線膠囊內窺鏡的發送速率，而且提高了其工作時長。JPEG 壓縮算法簡單的分為以下4個主要步驟:

1）預處理:顏色空間的變換（RGB變換至YCbCr），色彩信號的抽樣。

由于人眼對于色度Cb與Cr分量的敏感程度遠小于亮度Y分量，因此，可以適當地對Cb和Cr分量進行削弱以達到壓縮圖像數據的目的，RGB和YCbCr之間的轉換關系如式（1）所示

2）離散余弦變換

由于相鄰像素直接具有很強的相關性，而離散余弦變換（DCT）是一種正交變化，可以分離出這種相關性，方便在壓縮過程中去除一些不需要的細節信息［8］，一般每個分量矩陣（Y，Cb，Cr）被分割成8×8的像素塊大小，經過二維DCT以后，可以得到一個成8×8的系數矩陣，DCT及其相應的逆變換公式如（2）和式（3）所示

式中C（u）=C（v）=1/（u=0或v=0）;C（u）=C（v）=1（其它情況）。x，y為圖像數據矩陣內某個數值的坐標，f（x，y）為像素值，F（u，v）為變換系數，u，v為系數下標。

3）量化和Zigzag重排

量化是對經過DCT后的頻率系數進行量化。量化的目的是減少非“0”系數的幅度，增加“0”值系數的數目，量化是圖像質量下降的最主要原因。量化因子Q來控制圖像壓縮的比例，取值范圍可以取［1，100］所有的整數值，量化過程可以通過下式表示

式中D（x，y）為沒有量化的 DCT系數（0≤x≤7，0≤y≤7），Q（x，y）為對應量化表中的量化步長。round為取整操作，（x，y）表示取整后的值。x，y越大，則Q（x，y）越大，通過取整后的高頻系數為0，從而達到壓縮數據的目的。

Zigzag重排就是將8×8量化的DCT系數按照頻率從低到高排列為一維數組，目的是為了增加連續的“0”系數的個數，方便隨后進行的編碼，如圖1所示。

4）編 碼

編碼包括直流（DC）系數的編碼、交流（AC）系數的編碼和熵編碼。

圖1 量化DCT系數和Zigzag掃描Fig 1 Quantized DCT coefficients and Zigzag scanning

DC系數有2個特點:一是系數值比較大，二是相鄰8×8圖像塊的DC系數值變化小［9］，因此，使用了差分脈沖調制編碼（DPCM）技術，如式（5）所示，對相鄰圖像塊之間的系數差值（Delta）進行編碼

AC系數的特點是1×64矢量中包含有許多連續的“0”。根據這一特點，可以使用簡單的游程長度編碼（RLE）對它們進行編碼。

熵編碼可以對處理后的系數作進一步的壓縮。使用霍夫曼編碼器可以使用很簡單的查表（lookup table）方法進行編碼，最后把編碼后的圖像數據組成一幀一幀的數據［9］。經過4個主要步驟后，可以得到JPEG圖像，通過控制合適的壓縮比，可以獲得小數據量的圖像，更加有利于無線膠囊內窺鏡的圖像傳輸。

2 膠囊內窺鏡的系統設計

2.1 主要芯片的選擇

對于圖像傳感器，考慮到應盡量減少傳輸數據量的問題，選用帶JPEG數據壓縮功能的OV2640 CMOS圖像傳感器。OV2640可以直接輸出壓縮的JPEG格式圖像［10］，從而可以大大降低所需要傳送圖像文件的大小，如一張CIF（352×288）分辨率的RGB565（或者YUV422）圖片大約是198 kB，而采用16倍壓縮的JPEG文件為約10 kB。

對于無線傳輸，采用Nordic半導體的 nRF24LE1芯片［11］，把性能優異的2.4GHz收發器核（nRF24L01+）和一個增強型8051混合信號微控制器集成在一塊芯片上，同時，在空中傳輸速率可以達到最高2 Mbit/s，該芯片封裝僅為5 mm×5 mm，發送電流僅為11.3 mA，并且抗干擾性強，可以實現膠囊內窺鏡系統的控制與無線發送接收功能。

2.2 系統結構簡介

無線膠囊內窺鏡系統構成的原理框圖如圖2、圖3所示。系統主要包括2個子系統:體內膠囊內窺鏡，體外無線數據接存儲。前者主要包括:LED照明模塊、攝像頭OV2640模塊、nRF24LE1發送模塊和電源，患者通過吞服膠囊內窺鏡，內窺鏡將采集到的消化道圖像信息傳出體外，由于在體內工作，所以，要求其體積較小，功耗低，圖像傳輸速度快;后者主要包括nRF24LE1接收模塊、數據存儲器和PC工作站。其任務是接收體內傳輸出的圖像數據，存儲并經過JPEG解碼得到相應的圖像。本系統通過C8051F060混合信號片上系統型MCU開發板與nRF24LE1模塊連接，接收來自體內的JPEG數據經過RS—232上傳到PC，并經過JPEG反編碼實現圖像數據的顯示。通過技術分析，該系統主要難點在于體內膠囊內窺鏡設計上，所以，本文主要對體內部分做深入研究。

圖2 體內膠囊內窺鏡Fig 2 Capsule endoscope in vivo

圖3 體外無線數據接收存儲子系統Fig 3 Subsystem of wireless data receiving and storage in vitro

2.3 體內膠囊內窺鏡硬件系統設計

圖4給出了體內膠囊內窺鏡圖像采集與發送的典型電路，外圍結構由晶振、I/O端口和天線單元三部分組成。由電路圖可知，整個系統的外圍電路簡單，其中，nRF24LE1的多功能I/O口P0.6，P0.5分別連接攝像頭OV2640的幀同步信號VSYNC和像素信號PCLK，P0.1和P0.2模擬SCCB時序，整個電路采用16 MHz的晶體振蕩器，P0.3和P1.0～P1.6連接攝像頭的數據口，通過PCLK的下降沿信號采集圖像數據，同時，P0.7連接攝像頭的PWDN休眠信號，可控制攝像頭的開關，P0.0控制LED照明電路的開短。無線圖像接收電路與發射電路相同，去掉攝像頭圖像采集電路即可。

圖4 體內膠囊內窺鏡硬件連接電路Fig 4 Hardware connection circuit of capsule endoscopy in vivo

2.4 圖像采集過程

從OV2640獲取圖像數據，需要用到的信號線包括:8位數據總線 Y2～Y9，幀同步信號 VSYNC，行同步信號HREF，像素同步信號 PCLK，SCCB總線 SIO_C和 SIO_D。其圖像數據輸出的時序圖如圖5所示。

圖5 OV2640數據時序Fig 5 Data sequence of OV2640

幀同步信號VSYNC是低電平有效，HREF是高電平有效，當引腳VSYNC為高電平時表示一幀數據已經準備好，當由高電平變成低電平時表明是一幀圖像數據傳輸的開始。為了得到有效的像素數據，一般將HREF和PCLK連接一個與非門，使得在行信號無效時不輸出像素同步信號，用其輸出信號作為像素數據同步，在下文中仍稱之為PCLK。

OV2640的工作模式是由內部寄存器確定的，其與外部的接口為串行相機控制總線（SCCB）。一般方法是微控制器工作在主模式，對工作在從模式的OV2640內部的寄存器進行配置，配置完成后經過10幀圖像采集時間后，OV2640即開始按照配置的模式工作。如圖6所示，通過IO口（P0.1和 P0.2管腳）模擬 SCCB總線時序讀寫OV2640寄存器，從而控制其工作模式，必要的設置包括要獲取圖像的分辨率、輸出格式、輸出時鐘頻率等。

圖6 I2C總線數據傳輸Fig 6 Data transfer of I2C bus

3 膠囊內窺鏡軟件設計

在nRF24LE1的初始化程序中，設置寄存器RF_SETUP=0x0F，數據傳輸速率2 Mbit/s，發射功率0 dBm;設置寄存器RX_PW_P0=0X32，nRF24LE1無線發射數據包長度為32 bytes。

主程序負責膠囊內窺鏡的控制器nRF24LE1初始化配置與OV2640初始化配置，以便實現圖像的采集發送功能。如圖7所示，通過檢測幀信號VSYNC判斷一幀圖像的起始位置，為了使系統高效的運行，本文程序設計2個內存單元，使膠囊內窺鏡系統處于圖像實時發送狀態。如圖8所示，中斷程序檢測像素點信號PCLK來采集圖像數據，當PCLK為下降沿是讀取Y3～Y9口數據，并存入內存，等待發送信號的到來，這就完成了膠囊內窺鏡的圖像采集與發送功能。

圖7 無線膠囊內窺鏡主程序流程圖Fig 7 Main program flow chart of wireless capsule endoscopy

圖8 中斷程序流程圖Fig 8 Flow chart of interrupt program

4 實驗與分析

膠囊內窺鏡體內實測PCB電路如圖9所示，OV2640和nRF24LE1共用晶振為16 MHz，考慮到無線芯片的實際數據傳送能力，通過測試，當PCLK最大采集頻率大于33 kHz時，發送模塊發送到接收模塊完全接收所用的時間，大于圖像采集所占用的時間，圖像無法正常傳輸。本文通過SCCB總線設置OV2640的圖像大小為CIF壓縮格式，即分辨率為352×288，經過JPEG壓縮后數據量從198 kB降低至10 kB左右，配置攝像頭時鐘分頻CLKRC=0X0B，輸出PCLK頻率R_DVP_SP=0X7F。實際測試表明:PCLK頻率為31.7 kHz，滿足控制器nRF24LE1的中斷口P0.5頻率要求，系統運行穩定后，OV2640每0.5 s輸出一幅圖像，觀察圖像數據可以看出:一幀數據的開始標志為0XFFD8，結束標志為0XFFD9，拍攝可以得到比較清晰的圖像，如圖10所示，（a）為近景:可以清晰觀察豬的胃部圖像，（b）為遠景:窗戶外的景色。

整個系統的速度受限2個方面的原因:其一是nRF24LE1的空中傳輸速率，盡管手冊上說明最大可以達到2 Mbit/s，但實際測試時最大數據傳輸速率約為0.5 Mbit/s;另一方面，nRF24LE1工作在16 MHz，其I/O端口響應速度受到限制，在本系統中主要時間限制在于nRF24LE1將數據寫入發送緩沖區過程。實際測試表明:OV2640工作時電流約為25 mA，處于休眠模式時僅僅為2.8 mA，發送模塊發送時的電流為10 mA，LED工作時的電流為5 mA，整個系統達到了低功耗的目的。

圖9 體內膠囊內窺鏡實物圖Fig 9 Physical figure of capsule endoscope in vivo

圖10 采集圖像實例Fig 10 Instance of image acquisition

5 結束語

實驗結果表明:該系統方案適用于膠囊內窺鏡系統的檢測，采用具有JPEG壓縮功能的CMOS攝像頭OV2640，通過硬件實現壓縮算法，避免了軟件壓縮算法速度不夠的問題，同時利用集成度最高的nRF24LE1低功耗芯片完成整個系統控制的發送功能，系統結構簡單、抗干擾性強、功耗低，制作的體內膠囊內窺鏡的直徑不大于13 mm，在目前的實驗階段，可以實現0.5 s采集與傳送一幅CIF圖像，為無線膠囊內窺鏡提供了一種可行方案。。

［1］王曉民，李遠洋，王新沛，等.消化道內窺鏡的發展及趨勢［J］.醫療衛生裝備，2013，34（1）:88-90.

［2］Yu M.M2A capsule endoscopy:A break through diagnostic tool for small intestine imaging［J］.Gastroenterology Nursing，2002，25（1）:24-27.

［3］張艷輝，黃戰華.膠囊內窺鏡技術的研究進展［J］.現代儀器，2006，12（4）:4-7.

［4］Fireman Z，Paz D，Kopelman Y.Capsule endoscopy:Improving transit time and image view［J］.World Journal of Gastroenterology，2005，11（37）:5863-5866.

［5］辛文輝，顏國正，王文興，等.膠囊內窺鏡能量接收穩定性研究［J］.儀器儀表學報，2009，30（11）:2433-2437.

［6］Ciuti G，Menciassi A，Dario P.Capsule endoscopy:From current achievements to open challenges［J］.Biomedical Engineering，2011（4）:59-72.

［7］王 海，劉彥隆.基于JPEG圖像壓縮算法的研究［J］.科技情報開發與經濟，2010，20（10）:108-110.

［8］胡小開，王剛毅，任廣輝.基于SoPC的JPEG2000編碼器設計［J］.電子技術應用，2009，35（9）:16-19.

［9］李 立，金華標，陳智君，等.基于FPGA和DSP的高分辨率圖像采集系統［J］.數據采集與處理，2008，23（1）:117-122.

［10］管鳳旭，姜智超，吳秋雨，等.指靜脈與折痕雙模態圖像采集系統設計［J］.傳感器與微系統，2013，32（2）:124-127.

［11］劉廣偉，毛陸虹，門春雷.一種有源血氧傳感標簽設計［J］.傳感器與微系統，2013，32（3）:113-116.