CN104306026B - 基于声辐射力回波位移检测系统及成像系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于声辐射力回波位移检测系统及成像系统，本发明采用线性插值去除激励脉冲信号对应的无效回波；根据回波的平滑度指数自适应的调整时间取样窗口；采用二维自相关Loupas算法计算所述回波在时间取样窗口内的平均位移速度，得出所述回波在时间方向上具体位移；采用运动滤波的方式消除组织自身运动对回波位移带来的干扰信息，使位移检测可靠性更高，抗噪声能力更强。所述成像系统包含上述位移检测系统，可提供与组织黏弹性相关的多模式声辐射力成像，同时采用帧相关处理去除电子噪声产生的干扰使图像显示更平稳，对比拉伸增强图像的显示分辨率，为声辐射力成像提供了当前工作状态下的压力信息，便于医生对图像进行分析和安全操作。

Description

基于声辐射力回波位移检测系统及成像系统

技术领域

本发明涉及医学超声成像领域，特别涉及一种基于声辐射力回波位移检测系统及成像系统。

背景技术

医学超声振动性弹性成像由Fatemi和Greenleaf于1998年发明。该技术是用一个超声波场产生一个低频振动并作用于受检组织，组织受到激励根据自身的弹性模量大小产生不同的振动幅度，并最终通过图像表现出来。采用声辐射力激励的声辐射脉冲成像(acoustic radiation force impulse imaging,ARFI)属于振动性弹性成像的一种，该技术利用短时程聚焦声脉冲作用于组织ROI(region of interest，感兴趣区域)，使其产生瞬时、微米级位移同时发射声脉冲序列探测组织位移。位移大小取决于组织弹性。德国Siemens的Acuson S2000开发了声触诊组织量化技术。该系统使用标准超声探头，使用一个深度可调的长约1cm的取样框，频率为3.5MHZ的探头向组织发出声脉冲，这种声脉冲在组织内部传播并产生一个剪切波。系统发出探测脉冲检测到剪切波进而测量其波速。而剪切波波速大小正好反映了组织的硬度大小，然而，该仪器的售价昂贵。

目前的声辐射力成像技术通过发射聚焦长超声脉冲波给组织施加局部辐射压力，组织受到辐射力的推动产生一定的应变，然后终止声辐射力，在应变恢复过程中检测不同时间点的应变情况,从而反映组织的黏弹特性。这种激励方案相对简单，可以方便地集成到现有的医疗超声系统，便于临床应用推广。但也存在一些问题：

1、超声激励引起的振动在微米数量级，其回波很容易受到系统噪声和生物体自身运动(如心跳，呼吸)的干扰。传统的位移检测算法时间方向的取样窗口(简称时间取样窗口)往往固定为2，这样检测到的位移受噪声的干扰很大，而且得到的位移曲线不是平滑的；

2、现有医学超声声辐射力成像一般只提供有固定时刻的位移成像，未能充分利用声辐射力成像产生的诊断信息。

3、在医学超声影像中，系统电子噪声及斑点噪声引入的闪烁效应会极大地降低图像分辨率，使得临床诊断变得异常困难，需要设计合理的后处理方法来提高弹性图像分辨率和对比度。

发明内容

本发明的目的在于克服回波易受到系统噪声和生物体自身运动(如心跳、呼吸)的干扰的问题，提供一种基于声辐射力的回波位移检测方法：

步骤1：将检测到的声辐射力回波中，对与激励脉冲信号对应的回波信号进行线性插值；在超声辐射力检测过程中，单脉冲序列中包含有激励脉冲(长脉冲)、检测脉冲(短脉冲)，其中，激励脉冲数目+检测脉冲数目＝取样容积数目(Ensemble size)，所述取样容积数目为16、24、32(可根据需要设定)等，回波信号与上述脉冲一一对应，但是与激励脉冲(长脉冲)对应的回波信号因受到发射长波的干扰而没有计算价值，因此需将其去除，而采用线性插值法代替。

步骤2：包含采用二维自相关Loupas算法计算所述回波在时间取样窗口N内的平均位移速度；所述二维自相关Loupas算法公式为：，

$\stackrel{\‾}{v}=\frac{c}{4\mathrm{\π}{f}_c}\frac{{\tan }^{-1}\left\{\frac{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-1}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-2}[Q(m,n)I(m,n+1)-I(m,n)Q(m,n+1)]}{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-1}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-2}[I(m,n)I(m,n+1)+Q(m,n)Q(m,n+1)]}\right\}}{1+{\tan }^{-1}\left\{\frac{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-2}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-1}[Q(m,n)I(m+1,n)-I(m,n)Q(m+1,n)]}{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-2}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-1}[I(m,n)I(m+1,n)+Q(m,n)Q(m+1,n)]}\right\}{f}_s/2\mathrm{\π}{f}_c}\frac{1}{T_{\mathrm{PRF}}}$

其中I、Q为经过信号放大、模数转换、正交解调后的回波数据，c是声速，f_c是信号中心频率，f_PRF是脉冲重复频率，f_s是采样频率，M是深度方向取样窗口大小，N是时间取样窗口大小，其取值范围为：2≤N≤取样容积数目(Ensemble size)，m为深度，n为时间，是回波在时间取样窗口N内的平均位移速度。

步骤3：包含计算所述回波在时间方向具体位移的步骤，

$\stackrel{\‾}{u_i}=\stackrel{\‾}{v_i}{T}_{\mathrm{PRF}}$

$d_i=d_{i-1}+\stackrel{\‾}{u_i}$

其中为组织时间方向对应的局部位移，d_i为被测组织在时间方向对应的局部位移，i的取值范围为0至取样容积数之间，d₀为初始时刻因为没有声辐射力的激励，d₀＝0；

进一步的，所述二维自相关算法中，时间取样窗口N取值在2以上，取样容积数以下，由于N取值小时，所述回波相位位移计算时间短，但计算误差较大，N取值过大时，所述回波相位位移计算计算时间长，但计算结果却不会随N的取值增大而线性改善。因此，本发明通过在全面检测前，比较作用于组织焦点位置(目标位置或选定的参考位置)的回波信号不同时间取样窗口下的平滑度指数来控制N的大小，具体过程为：自小到大改变时间取样窗口大小，测试不同时间取样窗口大小下被测试组织焦点位置的回波位移-时间曲线拟合6阶的多项式S，将其和通过拟合得到的位移-时间曲线之间的均方根误差作为平滑度指数，其计算公式为：(其中S_i为其回波位移-时间曲线，为其回波位移-时间拟合曲线，Ensemblesize为取样容积数目)。选出最小平滑度指数对应的时间取样窗口作为N的取值，从而动态控制N的大小。

进一步的，单脉冲序列中的激励脉冲信号数量为动态控制的，所述单脉冲序列中的激励脉冲信号数量由被测试组织焦点部位在不同激励脉冲信号数量下的位移拟合曲线之间的峰值变化率以及欧式距离决定的；其具体方法为：在进行全面检测以前，选定组织焦点位置(该位置为目标位置或选定的参考位置)，针对该参考部位进行声辐射力检测，将单脉冲序列中的激励脉冲信号数量NUM_P由1开始依次增加，测试NUM_P的不同取值下的位移拟合曲线的峰值变化率以及欧式距离，欧式距离的计算公式为：其表示NUM_P不同取值下位移拟合曲线的相似度。当NUM_P两个相邻取值下的回波峰值变化率最小或欧式距离最小时，确定当前脉冲序列中的激励脉冲信号数量为全面检测时的单脉冲序列中的激励脉冲数。

进一步的，在进行二维自相关Loupas算法计算之后，还包括对位移曲线进行运动滤波,消除组织自身运动带来的位移信息的步骤，其具体方式为：确定单脉冲序列中激励脉冲信号发射之前的检测脉冲信号所对应的回波位移，以及，单脉冲序列中激励脉冲信号不再发射之后的检测脉冲信号所对应的回波位移为组织运动参考位移，根据所述参考位移进一步修正所述回波位移，因为单脉冲序列中激励脉冲信号发射之前以及单次脉冲时间中激励脉冲信号不再发射之后(取样容积窗口中的末尾位置)的脉冲均可视为参考检测脉冲，此时的位移源自于待测人体组织自身的运动(如呼吸、心跳)，而非声辐射力，因此将这两个时间段的位移确定为人体组织参考位移，并根据所述参考位移进一步修正所述回波位移。

为了克服现有医学超声声辐射力成像一般只提供有固定时刻的位移成像，未能充分利用声辐射力成像产生的诊断信息以及超声影像中，系统电子噪声及斑点噪声引入的闪烁效应会极大地降低图像分辨率，使得临床诊断变得异常困难等问题，本发明还提供一种基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法：

包含检测声辐射力回波信号的步骤；

包含将所述回波信号依次进行信号放大、模数转换、正交解调的步骤，；

包含采用如上所述的位移检测方法检测所述回波信号位移的步骤；

包含将所述位移数据进行成像，并对成像后的图像通过中值滤波进行平滑处理的步骤。

进一步的，在将所述位移数据进行成像的步骤中，提供单脉冲序列中所述声辐射力消失时刻t1的组织位移成像S_t1。

在某些实施例中，将所述位移数据进行成像的步骤中，提供时间方向的即时最大位移成像max(S_t2)，所述t2取值为0至取样容积数之间，所述S_t2表示t2时刻的位移。

在另外一些实施例中，在将所述位移数据进行成像的步骤中，提供所述声辐射力力载荷施加过程中不同组织位置形变的位移上升时间的成像；所述时间的公式为：T_up＝t(max(S_t3))-t4，T_up用于表示组织不同位置从平衡态到最大形变的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间，所述t4为组织离开初始平衡态时间。

在某些实施例中，在将所述位移数据进行成像的步骤中，提供所述声辐射力力载荷消失后组织恢复平衡位置的位移下降时间T_down＝t5-t(max(S_t3))进行成像，T_down用于表示组织不同位置由最大形变回到平衡态的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述t5为组织回到平衡态时间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间。

在另外一些实施例中，在将所述位移数据进行成像的步骤中，还可提供组织位移指示曲线，其用于帮助用户更好的观测整体或局部信息。

在另外一些实施例中，在将所述位移数据进行成像的步骤中，还提供声辐射力指示曲线，其用于帮助用户进行定量分析和判断当前操作的安全性。

进一步的，所述基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法，还包括将所述图像进行帧处理的步骤，其进行帧处理的计算公式为I′_k＝αI′_k-1+(1-α)I_k，其中，α为由两帧之间的运动情况决定的大于0小于1的数值，I为帧处理前数据，I’为帧处理后数据。

在一些实施例中，所述基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法，还包括对所述图像进行对比度拉伸的步骤，所述对比度拉伸的计算公式为I'＝β(I-μ)+H，其中μ为原始位移图像，H为设定的显示图像像素均值，β为用于调节对比度的用户参数。

另外，为了让用户更加直观的观测图像，所述基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法，还包括将图像进行色彩映射，得到彩色图像的步骤。

本发明同时提供一种基于声辐射力的回波位移检测系统，包括控制模块、线性插值模块、回波位移速率计算模块、回波位移计算模块；所述线性插值模块、回波位移速率计算模块、回波位移计算模块分别与所述控制模块连接；所述线性插值模块用于将与激励脉冲信号对应的回波信号进行线性插值；所述回波位移速率计算模块用于采用二维自相关Loupas算法计算所述回波在时间取样窗口N内的平均位移速度；所述回波位移计算模块用于计算所述回波在时间方向上的位移。

进一步的，所述回波位移检测系统还包括位移计算优化模块，其用于通过计算回波的平滑度指数动态控制所述时间方向取样窗口。

进一步的，所述回波位移检测系统还包括声辐射力激励优化模块，其用于通过计算组织焦点位置在不同激励脉冲数量下的位移拟合曲线之间的峰值变化率以及欧式距离动态控制全面检测时单脉冲序列中激励脉冲的数量。

进一步的，所述回波位移检测系统还包括位移修正模块，其用于确定回波参考位移，并根据所述参考位移进一步修正所述回波位移数据。

本发明还提供一种声辐射力的回波位移成像系统，包括控制模块、回波检测模块、信号放大模块、模数转换模块、正交解调模块、如上所述的回波位移检测系统、成像模块以及图像处理模块；所述回波检测模块、信号放大模块、模数转换模块、正交解调模块、所述回波位移检测系统、成像模块以及图像处理模块均与控制模块连接；

所述回波检测模块用于检测声辐射力回波信号。

所述信号放大模块、模数转换模块、正交解调模块分别用于将所述声辐射力回波信号进行信号放大、模数转换、正交解调。

所述成像模块以及图像处理模块用于根据需要将所述回波位移检测系统计算出的回波位移进行成像，并对图像进行平滑处理。

进一步的所述成像模块包括声辐射力消失时刻位移成像模块，其用于提供单脉冲序列中所述声辐射力消失时刻t1的位移成像S_t1。

在某些实施例中所述成像模块包括时间方向的即时最大位移成像模块，其用于提供时间方向的即时最大位移成像max(S_t2)，所述t2取值为0至取样容积数之间，所述S_t2表示t2时刻的位移。

另外一些实施例中，所述成像模块包括组织位移上升时间成像模块，其用于提供所述声辐射力力载荷施加过程中不同组织位置形变的位移上升时间的成像；所述时间的公式为：T_up＝t(max(S_t3))-t4，T_up用于表示组织不同位置从平衡态到最大形变的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间，所述t4为组织离开初始平衡态时间。

一些实施例中，所述成像模块包括组织位移下降时间成像模块，其用于提供所述声辐射力力载荷消失后组织恢复平衡位置的位移下降时间T_down＝t5-t(max(S_t3))进行成像，T_down用于表示组织不同位置由最大形变回到平衡态的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述t5为组织回到平衡态时间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间。

一些实施例中，所述成像模块包括组织位移指示曲线成像模块，其用于提供组织位移指示曲线，其用于帮助用户更好的观测整体或局部信息。

一些实施例中，所述成像模块包括声辐射力指示曲线成像模块，其用于提供声辐射力指示曲线，其用于帮助用户进行定量分析和判断当前操作的安全性。

进一步的，所述位移成像系统还包括帧处理模块，其用于将所述图像进行帧处理，其进行帧处理的计算公式为I′_k＝αI′_k-1+(1-α)I_k，其中，α为由两帧之间的运动情况决定的大于0小于1的数值，I为帧处理前数据，I’为帧处理后数据。

进一步的，所述位移成像系统还包括图像对比度拉伸模块，其用于对所述图像进行对比度拉伸，所述对比度拉伸的计算公式为I'＝β(I-μ)+H，其中μ为原始位移图像，H为设定的显示图像像素均值，β为用于调节对比度的用户参数。

进一步的，所述位移成像系统还包括图像色彩映射模块，其用于将图像按照灰度进行色彩映射，得到彩色图像。

与现有技术相比，本发明的有益效果：(1)采用了本发明提供的基于声辐射力的回波位移检测方法，可以自适应的调整位移检测过程中时间取样窗口，使位移检测可靠性更高，同时，本发明利用参考位移去除由于组织自身运动产生的噪声，提高了数据监测准确性。

(2)本发明提供的优化声辐射力激励波数的方法，可以在尽可能取得好的激励效果的同时降低声功率，更好地保证病人和探头的安全。

(3)本发明还提供了与组织黏弹性相关的多模式声辐射力位移成像，提供了更为丰富的临床辅助诊断信息。

(4)本发明同时提供了组织位移实时指示曲线以及声辐射力大小指示曲线，不仅便于医生更加方便全面的了解组织的黏弹性信息，而且可以帮助其根据安全可靠的完成操作。

(5)本发明提供的基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法，利用帧相关处理去除了电子噪声产生的干扰使图像显示更平稳，对比拉伸增强了图像的显示分辨率，而色彩映射编码则可以使医生更容易观测组织的运动信息。

附图说明：

图1为本发明提供的回波位移检测方法的流程图。

图2为本发明提供的基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法的流程图。

图3为本发明中声激励使用的发射脉冲序列示意图。

图4本发明中提供的组织位移指示曲线以及声辐射力指示曲线示意图。

图5为本发明提供的回波位移检测系统原理框图。

图6为本发明提供的回波位移成像系统原理框图。

具体实施方式

下面结合图1至图4以及具体实施方式对本发明作进一步的详细描述。但不应将此理解为本发明上述主题的范围仅限于以下的实施例，凡基于本发明内容所实现的技术均属于本发明的范围。

实施例1：如图1所示，本实施例的目的在于克服回波易收到系统噪声和生物体自身运动(如心跳、呼吸)的干扰的问题，提供一种基于声辐射力的回波位移检测方法：

包含对与激励脉冲信号对应的回波信号进行线性插值的步骤S011，在超声辐射力检测过程中，单脉冲序列中包含有参考检测脉冲、激励脉冲(长脉冲)、检测脉冲(短脉冲)，回波信号中具有与上述脉冲一一对应的回波信号，但是与激励脉冲(长脉冲)对应的回波信号因受到发射长波的干扰而没有计算价值，因此需将其去除，而采用线性插值法代替，如时间方向的脉冲重复次数(取样容积数)为24时，单脉冲序列包括4组激励脉冲(长脉冲)和20个检测脉冲(短脉冲)，其对应的回波信号编码分别为T1、T2、T3、T4、P1、T5、T6、P2、T7、T8、T9、T10、T11、P3、T12、T13、T14、T15、P4、T16、T17、T18、T19、T20(仅为举例，不代表限定激励脉冲和检测脉冲的真实比例或发射顺序)，其中P1、P2、P3、P4信号为4组激励脉冲(长脉冲)对应的回波信号，其受发射长波的干扰没有计算价值，需要去除，而分别采用相邻检测脉冲对应的回波T信号进行线性插值替换。

包含采用二维自相关Loupas算法计算所述回波在时间取样窗口N内的平均位移速度的步骤S021，所述自相关Loupas算法公式为：

$\stackrel{\‾}{v}=\frac{c}{4\mathrm{\π}{f}_c}\frac{{\tan }^{-1}\left\{\frac{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-1}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-2}[Q(m,n)I(m,n+1)-I(m,n)Q(m,n+1)]}{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-1}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-2}[I(m,n)I(m,n+1)+Q(m,n)Q(m,n+1)]}\right\}}{1+{\tan }^{-1}\left\{\frac{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-2}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-1}[Q(m,n)I(m+1,n)-I(m,n)Q(m+1,n)]}{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-2}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-1}[I(m,n)I(m+1,n)+Q(m,n)Q(m+1,n)]}\right\}{f}_s/2\mathrm{\π}{f}_c}\frac{1}{T_{\mathrm{PRF}}}$

，其中I、Q为经过信号放大、模数转换、正交解调后的回波数据，c是声速，f_c是信号中心频率，f_PRF是脉冲重复频率，f_s是采样频率，M是深度方向取样窗口大小，N是时间取样窗口，m为深度，n为时间，是回波在时间取样窗口N内的平均速度。

包含计算所述回波在时间方向具体位移的步骤S031，其计算公式为：

$\stackrel{\‾}{u_i}=\stackrel{\‾}{v_i}{T}_{\mathrm{PRF}}$

$d_i=d_{i-1}+\stackrel{\‾}{u_i}$

其中为组织时间方向对应的局部位移，d_i为被测组织在时间方向对应的局部位移，i的取值范围为0至取样容积数之间，d₀为初始时刻因为没有声辐射力的激励，d₀＝0。

进一步的，所述自相关算法中，时间取样窗口N(取值在2以上，取样容积数以下)，本实施例中取样容积数目为24(即单脉冲序列中包含24组脉冲)，因此N的取值范围为2≤N≤24，由于N取值小时，所述回波相位位移计算时间短，但计算误差较大，N取值过大时，所述回波相位位移计算计算时间长，但计算结果却不会随N的取值增大而线性改善。因此，本发明通过在全面检测开始以前，比较作用于组织焦点位置(该位置为目标位置或选定的参考位置)的回波信号不同时间取样窗口下的平滑度指数控制N的大小，具体过程为：自小到大改变时间取样窗口大小，测试不同时间取样窗口大小下被测试组织焦点位置的回波位移-时间曲线拟合6阶的多项式S，将其和通过拟合得到的位移-时间曲线之间的均方根误差作为平滑度指数，其计算公式为：(其中S_i为其回波位移-时间曲线，为其回波位移-时间拟合曲线，Ensemble size为取样容积数目)。选出最小平滑度指数对应的时间取样窗口作为N的取值，从而动态控制N的大小。

进一步的，单脉冲序列中的激励脉冲信号数量NUM_P为动态控制的，所述NUM_P的大小由被测试部位在NUM_P的不同取值下的位移拟合曲线之间的峰值变化率以及欧式距离决定的；其具体方法为：在进行全面检测以前，选定组织焦点位置(该位置为目标位置或选定的参考位置)，针对该参考部位进行声辐射力检测，将单脉冲序列中的激励脉冲信号数量NUM_P由1开始依次增加，测试NUM_P的不同取值下的位移拟合曲线的峰值变化率以及欧式距离，欧式距离的计算公式为：其表示NUM_P不同取值下位移拟合曲线的相似度。当其NUM_P不同取值下的回波峰值变化率最小或欧式距离最小时，确定当前脉冲序列中的激励脉冲信号数量为全面检测时的单脉冲序列中的激励脉冲数。

在某些实施例中，在进行二维自相关Loupas算法计算之后，还包括对位移曲线进行运动滤波,消除组织自身运动带来的位移信息的步骤，其具体方式为：确定单脉冲序列中激励脉冲信号发射之前的检测脉冲信号所对应的回波位移，以及，单脉冲序列中激励脉冲信号不再发射之后的检测脉冲信号所对应的回波位移为组织运动参考位移，根据所述参考位移进一步修正所述回波位移，如图3所示，如本实施例单脉冲序列中，各脉冲对应的回波序列为T1、T2、T3、T4、P1、T5、T6、P2、T7、T8、T9、T10、T11、P3、T12、T13、T14、T15、P4、T16、T17、T18、T19、T20(仅为举例，不代表限定激励脉冲和检测脉冲的真实比例或发射顺序)，则，其中回波P1之前的4个回波T1、T2、T3、T4以及P4后的5个回波T16、T17、T18、T19、T20的位移为参考位移(实际的参考回波可能更多或更少，其由单脉冲序列中第一次激励脉冲信号和最后一次激励脉冲信号位于序列中的位置决定)，根据所述参考位移进一步修正所述回波位移，因为单次脉冲时间序列中激励脉冲信号发射之前以及单次脉冲时间中激励脉冲信号不再发射之后的回波位移源自于待测人体组织自身的运动(如呼吸、心跳)，而非声辐射力，因此将这两个时间段的位移确定为参考位移，并根据所述参考位移进一步修正所述回波位移，以排除人体自身运动造成的位移干扰。

实施例2：如图2所示，为了克服现有医学超声声辐射力成像一般只提供有固定时刻的位移成像，未能充分利用声辐射力成像产生的诊断信息以及超声影像中，系统电子噪声及斑点噪声引入的闪烁效应会极大地降低图像分辨率，使得临床诊断变得异常困难等问题，本实施例提供一种基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法：

包含检测声辐射力回波信号的步骤S100；

包含将所述回波信号依次进行信号放大、模数转换、正交解调的步骤S200；

包含采用如实施例1所述的位移检测方法检测所述回波信号位移的步骤S300；

包含将所述位移数据进行成像，并对成像后的图像通过中值滤波平滑处理的步骤S400，根据步骤S300中得到的回波信号相位位移数据得出被测组织位移情况，并根据需要将所述被测组织的位移情况成像显示。

进一步的，在将所述位移数据进行成像的步骤中S400，提供单脉冲序列中所述声辐射力消失时刻t1的被测组织位移成像S_t1，即在取样容积数目为24(即单脉冲序列中包含24组脉冲)时，其中包括4组激励脉冲(长脉冲)和20个检测脉冲(短脉冲)，其对应的回波信号编码分别为T1、T2、T3、T4、P1、T5、T6、P2、T7、T8、T9、T10、T11、P3、T12、T13、T14、T15、P4、T16、T17、T18、T19、T20(仅为举例，不代表限定激励脉冲和检测脉冲的真实比例或发射顺序)，其中P1、P2、P3、P4信号为4组激励(长脉冲)对应的回波信号，所述t1时刻即指P4对应的激励脉冲(长脉冲)消失的这一时刻，被测组织各个位置位移情况。

在某些实施例中，在将所述位移数据进行成像的步骤中S400，提供时间方向0至取样容积数之间的即时最大位移成像max(S_t2)(所述t2取值为0至取样容积数之间)，所述S_t2表示t2时刻的位移,即单脉冲序列时间内，各个脉冲中被测组织的最大位移成像情况。

进一步的，在将所述位移数据进行成像的步骤中S400，提供所述声辐射力力载荷施加过程中不同组织位置形变的位移上升时间的成像；所述时间的公式为：T_up＝t(max(S_t3))-t4，T_up用于表示组织不同位置从平衡态到最大形变的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间，所述t4为组织离开初始平衡态时间。

在某些实施例中，在将所述位移数据进行成像的步骤中S400，提供所述声辐射力力载荷消失后组织恢复平衡位置的位移下降时间T_down＝t5-t(max(S_t3))进行成像，T_down用于表示组织不同位置由最大形变回到平衡态的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述t5为组织回到平衡态时间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间。

如图4左下所示，在将所述位移数据进行成像的步骤S400中，本发明还提供实时组织位移指示曲线，其用于帮助用户更好的观测整体或局部信息；其横轴代表时间，纵轴代表位移，可以直观的看到组织内部某个局部小区域的位移-时间曲线。

如图4右下所示，在将所述位移数据进行成像的步骤S400中，还提供实时的声辐射力指示曲线，其用于帮助用户进行定量分析和判断当前操作的安全性；刻度代表施加的力的大小，箭头所在位置即为当前声辐射力的大小位置。

进一步的，所述基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法，还包括将所述图像进行帧处理的步骤S500，其进行帧处理的计算公式为I′_k＝αI′_k-1+(1-α)I_k，其中，α为由两帧之间的运动情况决定的大于0小于1的数值，I为帧处理前数据，I’为帧处理后数据。

在一些实施例中，所述基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法，还包括对所述图像进行对比度拉伸的步骤S600，所述对比度拉伸的计算公式为I'＝β(I-μ)+H，其中μ为原始位移图像，H为设定的显示图像像素均值，β为用于调节对比度的用户参数。

另外，为了让用户更加直观的观测图像，所述基于声辐射力检测组织位移的成像处理方法，还包括将图像进行色彩映射，得到彩色图像的步骤。

实施例3：如图5所示，本实施例提供一种基于声辐射力的回波位移检测系统，包括控制模块1、线性插值模块2、回波位移速率计算模块3、回波位移计算模块4；所述线性插值模块1、回波位移速率计算模块2、回波位移计算模块3分别与所述控制模块1连接；所述线性插值模块2用于将与激励脉冲信号对应的回波信号进行线性插值，在超声辐射力检测过程中，单脉冲序列中包含有参考检测脉冲、激励脉冲(长脉冲)、检测脉冲(短脉冲)，回波信号中具有与上述脉冲一一对应的回波信号，但是与激励脉冲(长脉冲)对应的回波信号因受到发射长波的干扰而没有计算价值，因此需将其去除，而采用线性插值法代替，如时间方向的脉冲重复次数(取样容积数)为24时，其中包括4组激励脉冲(长脉冲)和20个检测脉冲(短脉冲)，其对应的回波信号编码分别为T1、T2、T3、T4、P1、T5、T6、P2、T7、T8、T9、T10、T11、P3、T12、T13、T14、T15、P4、T16、T17、T18、T19、T20(仅为举例，不代表限定激励脉冲和检测脉冲的真实比例或发射顺序)，其中P1、P2、P3、P4信号为4组激励脉冲(长脉冲)对应的回波信号，其受发射长波的干扰没有计算价值，需要去除，而分别采用相邻检测脉冲对应的回波T信号进行线性插值替换，如P1采用T4与T5的值进行线性插值，P4采用T15、T16的值进行线性插值。

所述回波位移速率计算模块3用于采用二维自相关Loupas算法计算所述回波在时间取样窗口N内的平均位移速度；所述回波位移计算模块用于计算所述回波在时间方向上的位移，所述二维自相关Loupas算法公式为：

$\stackrel{\‾}{v}=\frac{c}{4\mathrm{\π}{f}_c}\frac{{\tan }^{-1}\left\{\frac{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-1}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-2}[Q(m,n)I(m,n+1)-I(m,n)Q(m,n+1)]}{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-1}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-2}[I(m,n)I(m,n+1)+Q(m,n)Q(m,n+1)]}\right\}}{1+{\tan }^{-1}\left\{\frac{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-2}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-1}[Q(m,n)I(m+1,n)-I(m,n)Q(m+1,n)]}{{\mathrm{\Σ}}_{m=0}^{M-2}{\mathrm{\Σ}}_{n=0}^{N-1}[I(m,n)I(m+1,n)+Q(m,n)Q(m+1,n)]}\right\}{f}_s/2\mathrm{\π}{f}_c}\frac{1}{T_{\mathrm{PRF}}}$

，其中I、Q为经过信号放大、模数转换、正交解调后的回波相位位移数据，c是声速，f_c是信号中心频率，f_PRF是脉冲重复频率，f_s是采样频率，M是深度方向取样窗口大小，N是时间取样窗口，m为深度，n为时间，是回波在时间取样窗口N内的平均速度。

所述位移计算模块4用于计算所述回波在时间方向具体位移的，其计算公式为：

$\stackrel{\‾}{u_i}=\stackrel{\‾}{v_i}{T}_{\mathrm{PRF}}$

$d_i=d_{i-1}+\stackrel{\‾}{u_i}$

其中为组织时间方向对应的局部位移，d_i为被测组织在时间方向对应的局部位移，i的取值范围为0至取样容积数之间，d₀为初始时刻因为没有声辐射力的激励，d₀＝0。

进一步的，所述回波位移检测系统还包括位移计算优化模块5，其用于通过计算回波的平滑度指数动态控制所述时间取样窗口N，所述二维自相关算法中，时间取样窗口N(取值在2以上，取样容积数以下)，本实施例中取样容积数目为24(即单脉冲序列中包含24组脉冲)，因此N的取值范围为2≤N≤24，由于N取值小时，所述回波相位位移计算时间短，但计算误差较大，N取值过大时，所述回波相位位移计算计算时间长，但计算结果却不会随N的取值增大而线性改善。因此，因此，本发明通过在全面检测开始以前，比较作用于组织焦点位置(该位置为目标位置或选定的参考位置)的回波信号不同时间取样窗口下的平滑度指数控制N的大小，具体过程为：自小到大改变时间取样窗口大小，测试不同取样窗口大小下被测试组织焦点位置的回波位移-时间曲线拟合6阶的多项式S，将其和通过拟合得到的位移-时间曲线之间的均方根误差作为平滑度指数，其计算公式为：(其中S_i为其回波位移-时间曲线，为其回波位移-时间拟合曲线，Ensemble size为取样容积数目)。选出最小平滑度指数对应的时间取样窗口作为N的取值，从而动态控制N的大小。

进一步的，所述回波位移检测系统还包括声辐射力激励优化模块6，其用于动态控制测试时单脉冲序列中激励脉冲数量NUM_P。所述NUM_P的取值大小由被测试部位在NUM_P的不同取值下的位移拟合曲线之间的峰值变化率以及欧式距离决定的；其具体方法为：在进行全面检测以前，选定组织焦点位置(该位置为目标位置或选定的参考位置)，针对该参考部位进行声辐射力检测，将单脉冲序列中的激励脉冲信号数量NUM_P由1开始依次增加，测试NUM_P的不同取值下的位移拟合曲线的峰值变化率以及欧式距离，欧式距离的计算公式为：其表示NUM_P不同取值下位移拟合曲线的相似度。当NUM_P不同取值下的回波峰值变化率最小或欧式距离最小时，确定当前脉冲序列中的激励脉冲信号数量为全面检测时的单脉冲序列中的激励脉冲数。

进一步的，所述回波位移检测系统还包括位移修正模块7，其用于确定回波参考位移，并根据所述参考位移进一步修正所述回波位移数据，在进行二维自相关Loupas算法计算之后，还包括对位移曲线进行运动滤波,消除组织自身运动带来的位移信息的步骤，其具体方式为：确定单脉冲序列中激励脉冲信号发射之前的检测脉冲信号所对应的回波位移，以及，单脉冲序列中激励脉冲信号不再发射之后的检测脉冲信号所对应的回波位移为组织运动参考位移，根据所述参考位移进一步修正所述回波位移，如图3所示，如本实施例单脉冲序列中，各脉冲对应的回波序列为T1、T2、T3、T4、P1、T5、T6、P2、T7、T8、T9、T10、T11、P3、T12、T13、T14、T15、P4、T16、T17、T18、T19、T20(仅为举例，不代表限定激励脉冲和检测脉冲的真实比例或发射顺序)，则，其中回波P1之前的4个回波T1、T2、T3、T4以及P4后的5个回波T16、T17、T18、T19、T20的位移为参考位移(实际的参考回波可能更多或更少，其由单脉冲序列中第一次激励脉冲信号和最后一次激励脉冲信号位于序列中的位置决定)，根据所述参考位移进一步修正所述回波位移，因为单次脉冲时间序列中激励脉冲信号发射之前以及单次脉冲时间中激励脉冲信号不再发射之后的回波位移源自于待测人体组织自身的运动(如呼吸、心跳)，而非声辐射力，因此将这两个时间段的位移确定为参考位移，并根据所述参考位移进一步修正所述回波位移，以排除人体自身运动造成的位移干扰。

实施例4：提供一种声辐射力的回波位移成像系统，包括回波检测模块100、信号放大模块200、模数转换模块300、正交解调模块400、如上所述的回波位移检测系统500、成像模块600以及图像处理模块700；所述回波检测模块100、信号放大模块200、模数转换模块300、正交解调模块400、所述回波位移检测系统500、成像模块600以及图像处理模块700依次连接；

所述回波检测模块100用于检测声辐射力回波信号。

所述信号放大模块200、模数转换模块300、正交解调模块400分别用于将所述声辐射力回波信号进行信号放大、模数转换、正交解调。

所述成像模块600以及图像处理模块700用于根据需要将所述回波位移检测系统计算出的回波位移进行成像，并对图像进行平滑处理。

进一步的所述成像模块600包括声辐射力消失时刻位移成像模块，其用于提供单脉冲序列中所述声辐射力消失时刻t1的位移成像S_t1，即在取样容积数目为24(即单脉冲序列中包含24组脉冲)时，其中包括4组激励脉冲(长脉冲)和20个检测脉冲(短脉冲)，其对应的回波信号编码分别为T1、T2、T3、T4、P1、T5、T6、P2、T7、T8、T9、T10、T11、P3、T12、T13、T14、T15、P4、T16、T17、T18、T19、T20(仅为举例，不代表限定激励脉冲和检测脉冲的真实比例或发射顺序)，其中P1、P2、P3、P4信号为4组激励(长脉冲)对应的回波信号，所述t1时刻即指P4对应的激励脉冲(长脉冲)消失的这一时刻，被测组织各个位置位移情况。

在某些实施例中所述成像模块600包括时间方向的即时最大位移成像模块，其用于提供时间方向的即时最大位移成像max(S_t2)，所述t2取值为0至取样容积数之间，所述S_t2表示t2时刻的位移。

另外一些实施例中，所述成像模块600包括组织位移上升时间成像模块，其用于提供所述声辐射力力载荷施加过程中不同组织位置形变的位移上升时间的成像；所述时间的公式为：T_up＝t(max(S_t3))-t4，T_up用于表示组织不同位置从平衡态到最大形变的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间，所述t4为组织离开初始平衡态时间。

一些实施例中，所述成像模块600包括组织位移下降时间成像模块，其用于提供所述声辐射力力载荷消失后组织恢复平衡位置的位移下降时间T_down＝t5-t(max(S_t3))进行成像，T_down用于表示组织不同位置由最大形变回到平衡态的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述t5为组织回到平衡态时间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间。

一些实施例中，所述成像模块600包括组织位移指示曲线成像模块，其用于提供组织位移指示曲线，其用于帮助用户更好的观测整体或局部信息，如图4左下所示，其横轴代表时间，纵轴代表位移，可以直观的看到组织内部某个局部小区域的位移-时间曲线。

一些实施例中，所述成像模块600包括声辐射力指示曲线成像模块，其用于提供声辐射力指示曲线，其用于帮助用户进行定量分析和判断当前操作的安全性，如图4右下所示，刻度代表施加的力的大小，箭头所在位置即为当前声辐射力的大小位置。

进一步的，所述图像处理模块700包括帧处理模块，其用于将所述图像进行帧处理，其进行帧处理的计算公式为I′_k＝αI′_k-1+(1-α)I_k，其中，α为由两帧之间的运动情况决定的大于0小于1的数值，I为帧处理前数据，I’为帧处理后数据。

进一步的，所述图像处理模块700还包括图像对比度拉伸模块，其用于对所述图像进行对比度拉伸，所述对比度拉伸的计算公式为I'＝β(I-μ)+H，其中μ为原始位移图像，H为设定的显示图像像素均值，β为用于调节对比度的用户参数。

进一步的，所述图像处理模块700还包括图像色彩映射模块，其用于将图像按照灰度进行色彩映射，得到彩色图像。

Claims (8)

1.一种基于声辐射力的回波位移检测系统，其特征在于，包括控制模块、线性插值模块、回波位移速率计算模块、回波位移计算模块；所述线性插值模块、回波位移速率计算模块、回波位移计算模块分别与所述控制模块连接；所述线性插值模块用于将检测到的声辐射力回波中与激励脉冲信号对应的回波信号进行线性插值；所述回波位移速率计算模块用于采用二维自相关Loupas算法计算所述回波在时间取样窗口N内的平均位移速度；所述回波位移计算模块用于计算所述回波在时间方向上的位移；

所述回波位移检测系统还包括位移计算优化模块，其用于通过计算组织焦点位置回波的平滑度指数动态控制所述时间取样窗口。

2.根据权利要求1所述的基于声辐射力的回波位移检测系统，其特征在于，所述回波位移检测系统还包括声辐射力激励优化模块，其用于通过计算组织焦点位置在不同激励脉冲数量下回波位移拟合曲线之间的峰值变化率以及欧式距离，从而动态控制全面检测时单脉冲序列中激励脉冲的数量。

3.根据权利要求1所述的基于声辐射力的回波位移检测系统，其特征在于，所述回波位移检测系统还包括位移修正模块，其用于根据单脉冲序列中激励脉冲发射之前的回波以及单脉冲序列中激励脉冲不再发射之后的回波确定回波参考位移，并根据所述参考位移进一步修正所述回波位移数据。

4.一种声辐射力的回波位移成像系统，其特征在于，包括回波检测模块、信号放大模块、模数转换模块、正交解调模块、如权利要求1、2、3任一项所述的回波位移检测系统、成像模块以及图像处理模块；所述回波检测模块、信号放大模块、模数转换模块、正交解调模块、回波位移检测系统、成像模块以及图像处理模块依次连接；

所述回波检测模块用于检测声辐射力回波信号；

所述信号放大模块、模数转换模块、正交解调模块分别用于将所述声辐射力回波信号进行信号放大、模数转换、正交解调；

所述成像模块以及图像处理模块用于根据需要将所述回波位移检测系统计算出的回波位移进行成像，并对图像进行平滑处理。

5.根据权利要求4所述的声辐射力的回波位移成像系统，其特征在于，所述成像模块还包括声辐射力消失时刻位移成像模块、时间方向即时最大位移成像模块、组织位移上升时间成像模块、组织位移下降时间成像模块；

所述声辐射力消失时刻位移成像模块用于提供单脉冲序列中所述声辐射力消失时刻t1时的位移成像S_t1；

所述时间方向即时最大位移成像模块用于提供时间方向的即时最大位移成像max(S_t2)，所述t2取值为0至取样容积数之间，所述S_t2表示t2时刻的位移；

所述组织位移上升时间成像模块用于提供所述声辐射力力载荷施加过程中不同组织位置形变的位移上升时间T_up＝t(max(S_t3))-t4的成像；其中T_up用于表示组织不同位置从平衡态到最大形变的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间，所述t4为组织离开初始平衡态时间；

所述组织位移下降时间成像模块用于提供所述声辐射力力载荷消失后组织恢复平衡位置的位移下降时间T_down＝t5-t(max(S_t3))进行成像，T_down用于表示组织不同位置由最大形变回到平衡态的时间，所述t3取值为0至取样容积数之间，所述t5为组织回到平衡态时间，所述S_t3表示组织t3时刻的位移，所述max(S_t3)表示组织的最大位移，t(max(S_t3))表示组织到达最大位移时的时间。

6.根据权利要求4所述的声辐射力的回波位移成像系统，其特征在于，所述成像模块还包括组织位移指示曲线成像模块、声辐射力指示曲线成像模块；

所述位移指示曲线成像模块用于提供组织位移指示曲线，其用于帮助用户更好的观测整体或局部信息；

所述成像模块包括声辐射力指示曲线成像模块用于提供声辐射力指示曲线，其用于帮助用户进行定量分析和判断当前操作的安全性。

7.根据权利要求4所述的声辐射力的回波位移成像系统，其特征在于，所述回波位移成像系统还包括帧处理模块、图像对比度拉伸模块；

所述帧处理模块用于将所述图像进行帧处理，其进行帧处理的计算公式为I′_k＝αI′_k-1+(1-α)I_k，其中，α为由两帧之间的运动情况决定的大于0小于1的数值，I为帧处理前数据，I’为帧处理后数据；

所述图像对比度拉伸模块用于对所述图像进行对比度拉伸，所述对比度拉伸的计算公式为I'＝β(I-μ)+H，其中μ为原始位移图像，H为设定的显示图像像素均值，β为用于调节对比度的用户参数。

8.根据权利要求4所述的声辐射力的回波位移成像系统，其特征在于，所述回波位移成像系统还包括图像色彩映射模块，其用于将图像按照灰度进行色彩映射，得到彩色图像。