CN104814763A - 一种医学超声成像的空间复合成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种医学超声成像的空间复合成像方法，包括准备步骤，确定图像显示区域和笛卡尔坐标系；扫描线零偏转步骤，进行扫描得到扫描图像；扫描线向左偏转步骤，进行扫描得到扫描图像。扫描线向右偏转步骤，进行扫描得到扫描图像以及复合步骤，用于对扫描变换后的扫描图像进行加权复合。通过扫描线的偏转步骤使空间复合成像过程简单化，且经过空间复合得到的图像能更准确地反应组织信息。

Description

一种医学超声成像的空间复合成像方法

技术领域

本发明涉及超声成像技术，具体涉及一种医学超声成像的空间复合成像方法。

背景技术

医学超声成像系统中的空间复合成像技术是一种沿不同角度对扫描对象进行扫描，然后将这些不同角度的图像对应的象素点进行叠加形成一幅图像的成像方法。空间复合成像技术可以提高图像的细节表现，同时降低图像中的斑点噪声、杂波、声影和混响以及其他超声伪像对图像质量的影响，增强组织间的分辨能力，可明显地提高超声图像中低对比度组织及微小病变的清晰度，清晰地显示组织间的边界。

现有的空间复合成像技术是通过扫描线的偏转，从不同角度对目标组织进行扫描，获取这些不同扫描角度的图像后，将这些图像对应的像素点加权求和以合成一幅图像。以最简单的三帧图像复合为例，如图1所示，F1是扫描线向左偏转一定角度得到的扫描图像，F2是扫描线无偏转得到的扫描图像，F3是扫描线向右偏转一定角度得到的扫描图像。这三帧图像各区域P1、P2、P3、P4、P5按某种权重进行加权求和，得到复合后的图像G。

传统的空间复合成像技术中，得到一幅扫描线偏转一定角度的图像时，是通过对所有扫描线以各自对应的起始点为中心向左/右偏转同一角度进行扫描。中国专利CN101683274A中对传统的凸阵空间复合方法进行了介绍。凸阵正常扫描情况下，每一根扫描线为其对应凸阵探头圆弧的法线方向，而在偏转情况下，每一根扫描线偏转原凸阵探头圆弧的法线方向一定的角度。复合处理时，对多个获取的独立角度图像通过扫描变换，获得笛卡尔坐标下能够输出显示的图像。

图2示意了上述传统空间复合成像中凸阵扫描无偏转的情况。O为探头圆弧的圆心，圆弧C为探头圆弧曲线。N条扫描线从左到右记为LM₁，LM₂，…，LM_N，LM₁与LM_N夹角为θ。每条扫描线为其对应探头圆弧的法线方向。所有扫描线交于点O，且扫描线是均匀等间隔分布的，相邻两条扫描线夹角为θ/(N-1)。N条扫描线对称中心线记为OO′。N条扫描线LM₁，LM₂，…，LM_N与探头圆弧交点为各自对应的扫描线起始点S₁，S₂，…，S_N。在进行扫描变换时，对成像空间中的任意一点A，求出OA长度和∠AOO′，找到最接近的邻近像素点，利用该邻近像素点的超声回波数据通过插值运算，获得点A的超声回波数据。

图3示意了上述传统空间复合成像中凸阵向左偏转α角度的情况，其中LL_k为LM_k以S_k为中心向左偏转α角度后的扫描线。

如图4所示，对成像空间中的一待求像素点B，记其在探头圆弧上对应的射线起始点为点D，计算∠DOO′和BD长度。将所求得的∠DOO′和BD长度分解成整数和小数部分，∠DOO′的整数部分对应扫描线线号，BD长度的整数部分对应沿着扫描线深度方向上的采样点，查找与点B最接近至少邻近像素点。典型实施方式为找到四个邻近采样点P₁，P₂，Q₁，Q₂进行插值计算得到点B的超声回波数据。

图5示意了上述传统空间复合成像中凸阵向右偏转β角度的情况。其中，LR_k为LM_k以S_k为中心向右偏转β角度后的扫描线。

这种传统的空间复合方法存在如下问题：当扫描线向左偏转或向右偏转时，偏转后的扫描线不同源，相邻两根扫描线上相同扫描深度点(如上述P₁和P₂)之间存在相位差，直接进行加权求和会产生一定误差，插值计算得到点B的超声回波数据并不精确。图6示意了传统的空间复合成像中凸阵扫描扫描线无偏转，扫描线向左偏转和扫描线向右偏转时扫描线汇聚情况。图7示意了图6在原点附近放大图。图8示意了传统的空间复合成像中线阵扩展成像扫描扫描线无偏转，扫描线向左偏转和扫描线向右偏转时扫描线汇聚情况。图9示意了图8在原点附近放大图。从图7和图9中可以清晰地看到，扫描无偏转时扫描线LM₁，LM₂，…，LM_N汇聚于点O，但扫描线向左偏转时扫描线LL₁，LL₂，…，LL_N没有汇聚点，扫描线向右偏转时扫描线LR₁，LR₂，…，LR_N没有汇聚点。各扫描线上相同扫描深度的点，如图4中的P₁和P₂，相位并不一致，存在一定的相位差。采用这种扫描偏转得到的空间复合图像与实际组织信息间存在误差。

发明内容

本发明旨在解决现有空间复合方法技术中存在的技术问题，为此，提供一种了用于医学超声成像的空间复合成像方法，目的在于使空间复合成像过程简单化和经过空间复合得到的图像能更准确地反应组织信息。

按照本发明实施例，提供的一种用于医学超声成像的空间复合成像方法，包括准备步骤，扫描线零偏转步骤，扫描线向左偏转步骤，扫描线向右偏转步骤以及复合步骤。具体的步骤如下：

(1)准备步骤：确定图像显示区域和笛卡尔坐标系；

(2)扫描线零偏转步骤，具体过程为：

(2.1)在超声探头中心线上选取一点作为扫描线汇聚点；

(2.2)根据超声探头端点和(2.1)步骤中所述的扫描线汇聚点确定扫描线位置，使图像显示区域包含在扫描区域内；

(2.3)沿(2.2)确定的扫描线位置进行扫描，并对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理；

(2.4)将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到笛卡尔坐标系下的扫描线零偏转时的超声图像。

(3)描线向左偏转步骤，具体过程为：

(3.1)根据预设的偏转角度在探头中心线右方选取一点作为扫描线汇聚点；

(3.2)根据超声探头端点和(3.1)步骤中所述的汇聚点确定扫描线位置，使图像显示区域包含在扫描区域内；

(3.3)沿(3.2)确定的扫描线位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理；

(3.4)将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到笛卡尔坐标系下的扫描线向左偏转时的超声图像。

(4)扫描线向右偏转步骤，具体过程为：

(4.1)根据预设的偏转角度在探头中心线左方选取一点作为扫描线汇聚点；

(4.2)根据超声探头端点和(4.1)步骤中所述的汇聚点确定扫描线位置，使图像显示区域包含在扫描区域内；

(4.3)沿(4.2)确定的扫描线位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理；

(4.4)将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到笛卡尔坐标系下的扫描线向左偏转时的超声图像。

(5)复合步骤：将上述步骤得到的所有图像进行复合处理，得到不同扫描线偏转角度下的复合图像用于显示。

进一步地，按照本发明实施例，本发明提供的空间成像方法中的扫描线位置指各条扫描线的起始点位置和各条扫描线的终点位置。

进一步地，按照本发明实施例，本发明提供的空间成像方法中的扫描线零偏转步骤、扫描线向右偏转步骤以及扫描线向左偏转步骤中任意两条相邻扫描线间隔角度是相同的。

进一步地，按照本发明实施例，本发明提供的空间成像方法中的扫描线零偏转步骤、扫描线向右偏转步骤以及扫描线向左偏转步骤的顺序是可以交换的。

本发明提供的空间复合成像方法适用于凸阵扫描和线阵扩展成像扫描。

所述扫描线零偏转步骤可重复多次，每次选取不同的扫描线汇聚点以生成多幅图像，所述扫描线向左偏转步骤可以重复多次，每次选取不同的扫描线汇聚点以生成多幅图像，所述扫描线向右偏转步骤中可以重复多次，每次选取不同的扫描线汇聚点以生成多幅图像。记扫描线零偏转步骤进行了N1次，扫描线向左偏转步骤进行了N2次以及扫描线向右偏转步骤进行了N3次，其中N1+N2+N3>＝2，N1、N2、N3的最小值均是0。

本发明的附加方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。

附图说明

图1为传统的空间复合成像原理示意图；

图2为传统的空间复合成像中凸阵扫描扫描线无偏转示意图；

图3为传统的空间复合成像中凸阵扫描扫描线向左偏转示意图；

图4为传统的空间复合成像中凸阵扫描扫描线向左偏转时求某一像素点的超声回波数据示意图；

图5为传统的空间复合成像中凸阵扫描扫描线向右偏转示意图；

图6为传统的空间复合成像中凸阵扫描扫描线无偏转，扫描线向左偏转和扫描线向右偏转时扫描线汇聚情况示意图；

图7为图6原点附近放大图；

图8为传统的空间复合成像中线阵扩展成像扫描扫描线无偏转，扫描线向左偏转和扫描线向右偏转时扫描线汇聚情况示意图；

图9为图8原点附近放大图；

图10为本发明提出的空间复合成像方法流程图；

图11为本发明应用于凸阵扫描时图像显示区域的示意图；

图12为本发明应用于凸阵扫描扫描线零偏转时的示意图；

图13为本发明应用于凸阵扫描扫描线零偏转时求某一像素点的超声回波数据示意图；

图14为本发明应用于凸阵扫描扫描线向左偏转时的示意图；

图15为本发明应用于凸阵扫描扫描线向左偏转时求某一像素点的超声回波数据示意图；

图16为本发明应用于凸阵扫描扫描线向右偏转时的示意图；

图17为本发明应用于凸阵扫描扫描线向右偏转时求某一像素点的超声回波数据示意图；

图18为本发明应用于线阵扩展成像扫描时图像显示区域的示意图；

图19为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线零偏转时的示意图；

图20为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线零偏转时求某一像素点的超声回波数据示意图；

图21为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线向左偏转时的示意图；

图22为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线向左偏转时求某一像素点的超声回波数据示意图；

图23为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线向右偏转时的示意图；

图24为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线向右偏转时求某一像素点的超声回波数据示意图；

具体实施方式

下面详细描述本发明的实施例。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。

本发明以下所述的扫描视场角指的是最左端和最右端扫描线的夹角。

实施例一

图11为本发明应用于凸阵扫描时图像显示区域的示意图。O₀为探头圆弧的圆心，探头圆弧端点为A和B，圆弧AB角度为θ₀，半径为R₀。扇形区域ABCD为图像显示区域，显示深度AD＝BC＝d。O₀O为AD和BC的对称线，即探头中心线。定义笛卡尔坐标系x-O-z如图11中所示(该参考坐标系也可以定义为其他任意直角坐标系)。点O₀的坐标(x₀,z₀)如式(1)所示：

x₀＝0

                                 (1)

$z_0=-R_0\cos \frac{{\mathrm{\θ}}_0}{2}$

图12为本发明应用于凸阵扫描扫描线零偏转时的示意图。在O₀O上选取一点O₁作为扫描线汇聚点。笛卡尔坐标系x-O-z下点O₁的坐标(x₁,z₁)如式(2)所示：

x₁＝0

                   (2)

z₁：z₀＜z₁＜0

记扫描线零偏转时扫描线总数为N₁。此时的N₁条扫描线记为LM₁，LM₂，…，LM₁由点O₁发出，经过点A；由点O₁发出，经过点B。LM₂、LM₃，…，处于LM₁和之间均匀分布。记LM₁与夹角为θ₁，则θ₁可表示为：

${\mathrm{\θ}}_1=2\·\arctan (-\frac{R_0}{z_1}\sin \frac{{\mathrm{\θ}}_0}{2})---\left(3\right)$

相邻两条扫描线夹角为θ₁/(N₁-1)。LM₁，LM₂，…，的中心线为O₁O。很明显可以看出，θ₁＞θ₀，扇形图像显示区域ABCD包含在扫描线LM₁，LM₂，…，组成的扫描区域内。取合适的R_S1值(此处可取任何满足条件0＜R_S1≤-z₁的值)，以O₁为圆心，以R_S1为半径的一段圆弧定为扫描起始点参考曲线S₁。扫描起始点参考曲线S₁与各扫描线LM_k的交点SM_k定义为扫描起始点。以O₁为圆心，O₁O为极轴的极坐标系下，扫描起始点SM_k的径向坐标为：

r_Sk＝R_S1                (4)

SM_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Sk}}=(k-1-\frac{N_1-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_1---\left(5\right)$

线段O₁D长度为：

$O_{1}D=\sqrt{{R_0}^2\·\frac{{\sin }^2({\mathrm{\θ}}_0/2)}{{\sin }^2({\mathrm{\θ}}_1/2)}+d^2+2\·R_0\·d\·\cos \left(\frac{{\mathrm{\θ}}_0-{\mathrm{\θ}}_1}{2}\right)}---\left(6\right)$

取合适的R_E1值(此处可取任何满足条件R_E1≥O₁D的值)，以O₁为圆心，以R_E1为半径的一段圆弧定为扫描终点参考曲线E₁。扫描终点参考曲线E₁与各扫描线LM_k的交点EM_k定义为扫描终点。这样，以SM_k-EM_k组成的扫描区域完全覆盖扇形图像显示区域ABCD。以O₁为圆心，O₁O为极轴的极坐标系下，扫描终点EM_k的径向坐标为：

r_Ek＝R_E1                 (7)

EM_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Ek}}=(k-1-\frac{N_1-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_1---\left(8\right)$

沿上述确定的扫描线起始点SM_k和扫描线终点EM_k位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理。如图13所示，将图像显示区域中任一点T₁在笛卡尔坐标系下的坐标(x_T1,z_T1)转换为以O₁为圆心，O₁O为极轴的极坐标系下的坐标(r_T1,θ_T1)：

$\begin{array}{c}{r}_{T1}=\sqrt{{(x_{T1}-x_1)}^2+{(z_{T1}-z_1)}^2}\\ {\mathrm{\θ}}_{T1}=\arctan \left(\frac{x_{T1}-x_1}{z_{T1}-z_1}\right)\end{array}---\left(9\right)$

将(r_T1,θ_T1)根据扫描深度上采样点的距离和相邻两条扫描线夹角转换为采样坐标，整数部分为(Ir_T1,Iθ_T1)，小数部分为(Fr_T1,Fθ_T1)。根据整数部分(Ir_T1,Iθ_T1)找到和点T₁最相近的四个采样点P₁，Q₁，U₁，V₁，其中P₁和Q₁是同一扫描线上相邻深度的两个采样点，U₁和V₁是另同一扫描线上相邻深度的两个采样点，P₁和U₁是相邻两条扫描线上相同采样深度的两个采样点，Q₁和V₁是相邻两条扫描线上另一相同采样深度的两个采样点。利用小数部分(Fr_T1,Fθ_T1)和四个采样点P₁，Q₁，U₁，V₁的超声回波数据进行插值计算得到点T₁的超声回波数据。这样，将图像显示区域中每一点依此步骤进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到扫描线零偏转时的超声图像。

上述扫描线零偏转步骤可以重复多次，每次在O₀O上选取不同的点作为扫描汇聚点，以生成多幅图像。

图14为本发明应用于凸阵扫描扫描线向左偏转时的示意图。在三角形O₀OB内部及线段O₀B的范围内选取一点O₂作为扫描汇聚点。记预设的偏转角度为α，选择适当的扫描视场角，记为θ₂，一般地，取θ₂＝θ₀+dθ，3°≤dθ≤30°。根据α、θ₀、θ₂、R₀可以计算出扫描线汇聚点O₂在笛卡尔坐标系x-O-z下的坐标(x₂,z₂)如式(10)所示：

x₂＝O₂O·sin∠O₀OO₂

                               (10)

z₂＝-O₂O·cos∠O₀OO₂

其中，

O₂O＝R₀sin(θ₂/2)·t              (11)

$\∠O_{0}O{O}_2=\frac{\mathrm{\π}}{2}-\frac{2\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2+\mathrm{\α})\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})}{\sin {\mathrm{\θ}}_2}\·\frac{1}{t}---\left(12\right)$

$t=\sqrt{1+\frac{4\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2+\mathrm{\α})}{\sin {\mathrm{\θ}}_2}[\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2+\mathrm{\α})}{\sin {\mathrm{\θ}}_2}-\sin ({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})]}---\left(13\right)$

记扫描线向左偏转时扫描线总数为N₂。此时的N₂条扫描线记为LL₁，LL₂，…，LL₁由点O₂发出，经过点A；由点O₂发出，经过点B。LL₂、LL₃，…，处于LL₁和之间均匀分布。LL₁与夹角即为上述选择的扫描视场角θ₂，相邻两条扫描线夹角为θ₂/(N₂-1)。LL₁，LL₂，…，的中心线为O₂O₂′，O₂O₂′与O₀O夹角为α，即预设的偏转后扫描线中心线与探头中心线夹角α。很明显可以看出，扇形图像显示区域ABCD包含在扫描线LL₁，LL₂，…，组成的扫描区域内。取合适的R_S2值(此处可取任何满足条件的值)，以O₂为圆心，以R_S2为半径的一段圆弧定为扫描起始点参考曲线S₂。扫描起始点参考曲线S₂与各扫描线LL_k的交点SL_k定义为扫描起始点。以O₂为圆心，O₂O₂′为极轴的极坐标系下，扫描起始点SL_k的径向坐标为：

r_Sk＝R_S2               (14)

SL_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Sk}}=(k-1-\frac{N_2-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_2---\left(15\right)$

线段O₂D长度为：

$O_{2}D=\sqrt{d^2+4{R_0}^2\·\frac{{\sin }^2({\mathrm{\θ}}_0/2)\·{\cos }^2({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})}{{\sin }^2{\mathrm{\θ}}_2}+4\·R_0\·d\·\frac{\sin ({\mathrm{\θ}}_0/2)\·\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})\·\cos [({\mathrm{\θ}}_0-{\mathrm{\θ}}_2)/2-\mathrm{\α}]}{\sin {\mathrm{\θ}}_2}}---\left(16\right)$

取合适的R_E2值(此处可取任何满足条件R_E2≥O₂D的值)，以O₂为圆心，以R_E2为半径的一段圆弧定为扫描终点参考曲线E₂。扫描终点参考曲线E₂与各扫描线LL_k的交点EL_k定义为扫描终点。这样，以SL_k-EL_k组成的扫描区域完全覆盖扇形图像显示区域ABCD。以O₂为圆心，O₂O₂′为极轴的极坐标系下，扫描终点EL_k的径向坐标为：

r_Ek＝R_E2               (17)

EL_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Ek}}=(k-1-\frac{N_2-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_2---\left(18\right)$

沿上述确定的扫描线起始点SL_k和扫描线终点EL_k位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理。如图15所示，将图像显示区域中任一点T₂在笛卡尔坐标系下的坐标(x_T2,z_T2)转换为以O₂为圆心，O₂O₂′为极轴的极坐标系下的坐标(r_T2,θ_T2)：

$\begin{array}{c}{r}_{T2}=\sqrt{{(x_{T2}-x_2)}^2+{(z_{T1}-z_2)}^2}\\ {\mathrm{\θ}}_{T2}=\arctan \left(\frac{x_{T2}-x_2}{z_{T2}-z_2}\right)-\mathrm{\α}\end{array}---\left(19\right)$

将(r_T2,θ_T2)根据扫描深度上采样点的距离和相邻两条扫描线夹角转换为采样坐标，整数部分为(Ir_T2,Iθ_T2)，小数部分为(Fr_T2,Fθ_T2)。根据整数部分(Ir_T2,Iθ_T2)找到和点T₂最相近的四个点P₂，Q₂，U₂，V₂，其中P₂和Q₂是同一扫描线上相邻深度的两个采样点，U₂和V₂是另同一扫描线上相邻深度的两个采样点，P₂和U₂是相邻两条扫描线上相同采样深度的两个采样点，Q₂和V₂是相邻两条扫描线上另一相同采样深度的两个采样点。利用小数部分(Fr_T2,Fθ_T2)和四个采样点P₂，Q₂，U₂，V₂的超声回波数据进行插值计算得到点T₂的超声回波数据。这样，将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到扫描线向左偏转时的超声图像。

上述扫描线向左偏转步骤可以重复多次，每次在三角形O₀OB内部及线段O₀B的范围内选取不同的点作为扫描汇聚点，以生成多幅图像。

图16为本发明应用于凸阵扫描扫描线向右偏转时的示意图。在三角形O₀OA内部及线段O₀A的范围内选择一点O₃作为扫描汇聚点。记预设的偏转角度为β，选择适当的扫描视场角，记为θ₃，一般地，取θ₃＝θ₀+dθ，3°≤dθ≤30°。根据β、θ₀、θ₃、R₀可以计算出点扫描线汇聚点O₃在笛卡尔坐标系x-O-z下的坐标(x₃,z₃)如式(20)所示：

x₃＝-O₃O·sin∠O_xOO₃

                                (20)

z₃＝-O₃O·cos∠O₀OO₃

其中，

O₃O＝R₀sin(θ₃/2)·t                (21)

$\∠O_{0}O{O}_3=\frac{\mathrm{\π}}{2}-\frac{2\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2+\mathrm{\β})\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})}{\sin {\mathrm{\θ}}_3}\·\frac{1}{t}---\left(22\right)$

$t=\sqrt{1+\frac{4\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2+\mathrm{\β})}{\sin {\mathrm{\θ}}_3}[\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2+\mathrm{\β})}{\sin {\mathrm{\θ}}_3}-\sin ({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})]}---\left(23\right)$

记扫描线向右偏转时扫描线总数为N₃。此时的N₃条扫描线记为LR₁，LR₂，…，LR₁由点O₃发出，经过点A；由点O₃发出，经过点B。LR₂、LR₃，…，处于LR₁和之间均匀分布。LR₁与夹角即为上述选择的扫描视场角θ₃，相邻两条扫描线夹角为θ₃/(N₃-1)。LR₁，LR₂，…，的中心线为O₃O₃′，O₃O₃′与O₀O夹角为β，即预设的偏转后扫描线中心线与探头中心线夹角β。很明显可以看出，扇形图像显示区域ABCD包含在扫描线LR₁，LR₂，…，组成的扫描区域内。取合适的R_S3值(此处可取任何满足条件的值)，以O₃为圆心，以R_S3为半径的一段圆弧定为扫描起始点参考曲线S₃。扫描起始点参考曲线S₃与各扫描线LR_k的交点SR_k定义为扫描起始点。以O₃为圆心，O₃O₃′为极轴的极坐标系下，扫描起始点SR_k的径向坐标为：

r_Sk＝R_S3                 (24)

SR_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Sk}}=(k-1-\frac{N_3-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_3---\left(25\right)$

线段O₃C长度为：

$O_{3}C=\sqrt{4{R_0}^2\·{\sin }^2\left(\frac{{\mathrm{\θ}}_0}{2}\right)\·\frac{{\cos }^2({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})}{{\sin }^2{\mathrm{\θ}}_3}+d^2+4\·R_0\·d\·\sin \left(\frac{{\mathrm{\θ}}_0}{2}\right)\·\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})}{\sin {\mathrm{\θ}}_3}\·\cos (\frac{{\mathrm{\θ}}_0-{\mathrm{\θ}}_3}{2}-\mathrm{\β})}---\left(26\right)$

取合适的R_E3值(此处可取任何满足条件R_E3≥O₃C的值)，以O₃为圆心，以R_E3为半径的一段圆弧定为扫描终点参考曲线E₃。扫描终点参考曲线E₃与各扫描线LR_k的交点ER_k定义为扫描终点。这样，以SR_k-ER_k组成的扫描区域完全覆盖扇形图像显示区域ABCD。以O₃为圆心，O₃O₃′为极轴的极坐标系下，扫描终点ER_k的径向坐标为：

r_Ek＝R_E3                  (27)

ER_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Ek}}=(k-1-\frac{N_3-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_3---\left(28\right)$

沿上述确定的扫描线起始点SR_k和扫描线终点ER_k位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理。如图17所示，将扫描区域中任一点T₃在笛卡尔坐标系下的坐标(x_T3,z_T3)转换为以O₃为圆心，O₃O₃′为极轴的极坐标系下的坐标(r_T3,θ_T3)：

$\begin{array}{c}{r}_{T3}=\sqrt{{(x_{T3}-x_3)}^2+{(z_{T3}-z_3)}^2}\\ {\mathrm{\θ}}_{T3}=\arctan \left(\frac{x_{T3}-x_3}{z_{T3}-z_3}\right)-\mathrm{\β}\end{array}---\left(29\right)$

将(r_T3,θ_T3)根据扫描深度上采样点的距离和相邻两条扫描线夹角转换为采样坐标，整数部分为(Ir_T3,Iθ_T3)，小数部分为(Fr_T3,Fθ_T3)。根据整数部分(Ir_T3,Iθ_T3)找到和点T₃最相近的四个点P₃，Q₃，U₃，V₃，其中P₃和Q₃是同一扫描线上相邻深度的两个采样点，U₃和V₃是另同一扫描线上相邻深度的两个采样点，P₃和U₃是相邻两条扫描线上相同采样深度的两个采样点，Q₃和V₃是相邻两条扫描线上另一相同采样深度的两个采样点。利用小数部分(Fr_T3,Fθ_T3)和四个采样点P₃，Q₃，U₃，V₃的超声回波数据进行插值计算得到点T₃的超声回波数据。这样，将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到扫描线向右偏转时的超声图像。

上述扫描线向右偏转步骤可以重复多次，每次在三角形O₀OA内部及线段O₀A的范围内选取不同的点作为扫描汇聚点，以生成多幅图像。

上述扫描线零偏转，扫描线向左偏转和扫描线向右偏转三种扫描情况下扫描线总数可以分别取不同的值，其扫描线位置确定方法与上述步骤相同。

图像的空间复合有平均、最大值、中值等方法。平均复合方法多角度空间复合的传统方法，思路是对不同角度的图像进行加权平均。这里采用平均复合方法对扫描线零偏转步骤，扫描线向左偏转步骤和扫描线向右偏转步骤得到的所有图像进行复合。假定扫描线零偏转步骤，扫描线向左偏转步骤和扫描线向右偏转步骤得到的所有图像总数量为K，每次得到的图像依次记为I₁，I₂，…，I_K，复合结果图像为I_comp，则有：

$I_{\mathrm{comp}}=\frac{1}{K}\underset{k=1}{\overset{K}{\mathrm{\Σ}}}{I}_k---\left(30\right)$

此实施例中扫描线零偏转步骤中所有扫描线汇聚于点O₁，扫描线向左偏转步骤中所有扫描线汇聚于点O₂，扫描线向右偏转步骤中所有扫描线汇聚于点O₃，这三种情况下所有扫描线均同源，各扫描线上相同扫描深度的点相位一致，不存在相位差，有效降低了传统的空间复合成像方法中空间复合图像与实际组织信息间误差。

实施例二

图18为本发明应用于线阵扩展成像扫描时图像显示区域的示意图。O₀为扩展扫描时虚拟探头顶点，探头端点为A和B，扩展成像角度为θ₀，即AB与O₀所成角度为θ₀，AB长度为l。梯形区域ABCD为图像显示区域，显示深度为d。O₀O为AD和BC的对称线，即探头中心线。定义笛卡尔坐标系x-O-z如图18中所示(该参考坐标系也可以定义为其他任意直角坐标系)。点O₀的坐标(x₀,z₀)如式(31)所示：

x₀＝0

                             (31)

$z_0=-\frac{l}{2}\cot \frac{{\mathrm{\θ}}_0}{2}$

图19为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线零偏转时的示意图。在O₀O上选取一点O₁作为扫描线汇聚点。笛卡尔坐标系x-O-z下点O₁的坐标(x₁,z₁)如式(32)所示：

x₁＝0

                          (32)

z₁:z₀＜z₁＜0

记扫描线零偏转时扫描线总数为N₁。此时的N₁条扫描线记为LM₁，LM₂，…，LM₁由点O₁发出，经过点A；由点O₁发出，经过点B。LM₂、LM₃，…，处于LM₁和之间均匀分布。记LM₁与夹角为θ₁，则θ₁可表示为：

${\mathrm{\θ}}_1=2\·\arctan (-\frac{l}{2\·z_1})---\left(33\right)$

相邻两条扫描线夹角为θ₁/(N₁-1)。LM₁，LM₂，…，的中心线为O₁O。很明显可以看出，θ₁＞θ₀，梯形图像显示区域ABCD包含在扫描线LM₁，LM₂，…，组成的扫描区域内。取合适的R_S1值(此处可取任何满足条件0＜R_S1≤-z₁的值)，以O₁为圆心，以R_S1为半径的一段圆弧定为扫描起始点参考曲线S₁。扫描起始点参考曲线S₁与各扫描线LM_k的交点SM_k定义为扫描起始点。以O₁为圆心，O₁O为极轴的极坐标系下，扫描起始点SM_k的径向坐标为：

r_Sk＝R_S1                          (34)

SM_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Sk}}=(k-1-\frac{N_1-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_1---\left(35\right)$

线段O₁D长度为：

$O_{1}D=\sqrt{\frac{l^2}{4}\·\frac{1}{{\sin }^2({\mathrm{\θ}}_1/2)}+\frac{d^2}{{\cos }^2({\mathrm{\θ}}_0/2)}+l\·d\·\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_1/2-{\mathrm{\θ}}_0/2)}{\sin ({\mathrm{\θ}}_1/2)\·\cos ({\mathrm{\θ}}_0/2)}}---\left(36\right)$

取合适的R_E1值(此处可取任何满足条件R_E1≥O₁D的值)，以O₁为圆心，以R_E1为半径的一段圆弧定为扫描终点参考曲线E₁。扫描终点参考曲线E₁与各扫描线LM_k的交点EM_k定义为扫描终点。这样，以SM_k-EM_k组成的扫描区域完全覆盖梯形图像显示区域ABCD。以O₁为圆心，O₁O为极轴的极坐标系下，扫描终点EM_k的径向坐标为：

r_Ek＝R_E1                (37)

EM_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Ek}}=(k-1-\frac{N_1-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_1---\left(38\right)$

沿上述确定的扫描线起始点SM_k和扫描线终点EM_k位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理。如图20所示，将图像显示区域中任一点T₁在笛卡尔坐标系下的坐标(x_T1,z_T1)转换为以O₁为圆心，O₁O为极轴的极坐标系下的坐标(r_T1,θ_T1)：

$\begin{array}{c}{r}_{T1}=\sqrt{{(x_{T1}-x_1)}^2+{(z_{T1}-z_1)}^2}\\ {\mathrm{\θ}}_{T1}=\arctan \left(\frac{x_{T1}-x_1}{z_{T1}-z_1}\right)\end{array}---\left(39\right)$

将(r_T1,θ_T1)根据扫描深度上采样点的距离和相邻两条扫描线夹角转换为采样坐标，整数部分为(Ir_T1,Iθ_T1)，小数部分为(Fr_T1,Fθ_T1)。根据整数部分(Ir_T1,Iθ_T1)找到和点T₁最相近的四个采样点P₁，Q₁，U₁，V₁，其中P₁和Q₁是同一扫描线上相邻深度的两个采样点，U₁和V₁是另同一扫描线上相邻深度的两个采样点，P₁和U₁是相邻两条扫描线上相同采样深度的两个采样点，Q₁和V₁是相邻两条扫描线上另一相同采样深度的两个采样点。利用小数部分(Fr_T1,Fθ_T1)和四个采样点P₁，Q₁，U₁，V₁的超声回波数据进行插值计算得到点T₁的超声回波数据。这样，将图像显示区域中每一点依此步骤进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到扫描线零偏转时的超声图像。

上述扫描线零偏转步骤可以重复多次，每次在O₀O上选取不同的点作为扫描汇聚点，以生成多幅图像。

图21为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线向左偏转时的示意图。在三角形O₀OB内部及线段O₀B的范围内选取一点O₂作为扫描汇聚点。记预设的偏转角度为α，选择适当的扫描视场角，记为θ₂，一般地，取θ₂＝θ₀+dθ，3°≤dθ≤30°。根据α、θ₀、θ₂、l可以计算出扫描线汇聚点O₂在笛卡尔坐标系x-O-z下的坐标(x₂,z₂)如式(40)所示：

x₂＝O₂O·sin∠O₀OO₂

                                  (40)

z₂＝-O₂O·cos∠O₀OO₂

其中，

$O_{2}O=\frac{l}{2}\·t---\left(41\right)$

$\∠O_{0}O{O}_2=\frac{\mathrm{\π}}{2}-\frac{2\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2+\mathrm{\α})\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})}{\sin {\mathrm{\θ}}_2}\·\frac{1}{t}---\left(42\right)$

$t=\sqrt{1+\frac{4\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2+\mathrm{\α})}{\sin {\mathrm{\θ}}_2}[\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2+\mathrm{\α})}{\sin {\mathrm{\θ}}_2}-\sin ({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})]}---\left(43\right)$

记扫描线向左偏转时扫描线总数为N₂。此时的N₂条扫描线记为LL₁，LL₂，…，LL₁由点O₂发出，经过点A；由点O₂发出，经过点B。LL₂、LL₃，…，处于LL₁和之间均匀分布。LL₁与夹角即为上述选择的扫描视场角θ₂，相邻两条扫描线夹角为θ₂/(N₂-1)。LL₁，LL₂，…，的中心线为O₂O₂′，O₂O₂′与O₀O夹角为α，即预设的偏转后扫描线中心线与探头中心线夹角α。很明显可以看出，梯形图像显示区域ABCD包含在扫描线LL₁，LL₂，…，组成的扫描区域内。取合适的R_S2值(此处可取任何满足条件的值)，以O₂为圆心，以R_S2为半径的一段圆弧定为扫描起始点参考曲线S₂。扫描起始点参考曲线S₂与各扫描线LL_k的交点SL_k定义为扫描起始点。以O₂为圆心，O₂O₂′为极轴的极坐标系下，扫描起始点SL_k的径向坐标为：

r_Sk＝R_S2                (44)

SL_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Sk}}=(k-1-\frac{N_2-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_2---\left(45\right)$

线段O₂D长度为：

$O_{2}D=\sqrt{l^2\·\frac{{\cos }^2({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})}{{\sin }^2{\mathrm{\θ}}_2}+\frac{d^2}{{\cos }^2({\mathrm{\θ}}_0/2)}+2\·l\·d\·\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_2/2-\mathrm{\α})\·\cos [({\mathrm{\θ}}_0-{\mathrm{\θ}}_2)/2-\mathrm{\α}]}{\sin {\mathrm{\θ}}_2\·\cos ({\mathrm{\θ}}_0/2)}}---\left(46\right)$

取合适的R_E2值(此处可取任何满足条件R_E2≥O₂D的值)，以O₂为圆心，以R_E2为半径的一段圆弧定为扫描终点参考曲线E₂。扫描终点参考曲线E₂与各扫描线LL_k的交点EL_k定义为扫描终点。这样，以SL_k-EL_k组成的扫描区域完全覆盖扇形图像显示区域ABCD。以O₂为圆心，O₂O₂′为极轴的极坐标系下，扫描终点EL_k的径向坐标为：

r_Ek＝R_E2(47)

EL_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Ek}}=(k-1-\frac{N_2-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_2---\left(48\right)$

沿上述确定的扫描线起始点SL_k和扫描线终点EL_k位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理。如图22所示，将图像显示区域中任一点T₂在笛卡尔坐标系下的坐标(x_T2,z_T2)转换为以O₂为圆心，O₂O₂′为极轴的极坐标系下的坐标(r_T2,θ_T2)：

$\begin{array}{c}{r}_{T2}=\sqrt{{(x_{T2}-x_2)}^2+{(z_{T1}-z_2)}^2}\\ {\mathrm{\θ}}_{T2}=\arctan \left(\frac{x_{T2}-x_2}{z_{T2}-z_2}\right)-\mathrm{\α}\end{array}---\left(49\right)$

将(r_T2,θ_T2)根据扫描深度上采样点的距离和相邻两条扫描线夹角转换为采样坐标，整数部分为(Ir_T2,Iθ_T2)，小数部分为(Fr_T2,Fθ_T2)。根据整数部分(Ir_T2,Iθ_T2)找到和点T₂最相近的四个点P₂，Q₂，U₂，V₂，其中P₂和Q₂是同一扫描线上相邻深度的两个采样点，U₂和V₂是另同一扫描线上相邻深度的两个采样点，P₂和U₂是相邻两条扫描线上相同采样深度的两个采样点，Q₂和V₂是相邻两条扫描线上另一相同采样深度的两个采样点。利用小数部分(Fr_T2,Fθ_T2)和四个采样点P₂，Q₂，U₂，V₂的超声回波数据进行插值计算得到点T₂的超声回波数据。这样，将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到扫描线向左偏转时的超声图像。

上述扫描线向左偏转步骤可以重复多次，每次在三角形O₀OB内部及线段O₀B的范围内选取不同的点作为扫描汇聚点，以生成多幅图像。

图23为本发明应用于线阵扩展成像扫描扫描线向右偏转时的示意图。在三角形O₀OA内部及线段O₀A的范围内选择一点O₃作为扫描汇聚点。记预设的偏转角度为β，选择适当的扫描视场角，记为θ₃，一般地，取θ₃＝θ₀+dθ，3°≤dθ≤30°。根据β、θ₀、θ₃、l可以计算出点扫描线汇聚点O₃在笛卡尔坐标系x-O-z下的坐标(x₃,z₃)如式(50)所示：

x₃＝-O₃O·sin∠O₀OO₃

                                   (50)

z₃＝-O₃O·cos∠O₀OO₃

其中，

$O_{3}O=\frac{l}{2}\·t---\left(51\right)$

$\∠O_{0}O{O}_3=\frac{\mathrm{\π}}{2}-\frac{2\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2+\mathrm{\β})\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})}{\sin {\mathrm{\θ}}_3}\·\frac{1}{t}---\left(52\right)$

$t=\sqrt{1+\frac{4\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2+\mathrm{\β})}{\sin {\mathrm{\θ}}_3}[\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2+\mathrm{\β})}{\sin {\mathrm{\θ}}_3}-\sin ({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})]}---\left(53\right)$

记扫描线向右偏转时扫描线总数为N₃。此时的N₃条扫描线记为LR₁，LR₂，…，LR₁由点O₃发出，经过点A；由点O₃发出，经过点B。LR₂、LR₃，…，处于LR₁和之间均匀分布。LR₁与夹角即为上述选择的扫描视场角θ₃，相邻两条扫描线夹角为θ₃/(N₃-1)。LR₁，LR₂，…，的中心线为O₃O₃′，O₃O₃′与O₀O夹角为β，即预设的偏转后扫描线中心线与探头中心线夹角β。很明显可以看出，梯形图像显示区域ABCD包含在扫描线LR₁，LR₂，…，组成的扫描区域内。取合适的R_S3值(此处可取任何满足条件的值)，以O₃为圆心，以R_S3为半径的一段圆弧定为扫描起始点参考曲线S₃。扫描起始点参考曲线S₃与各扫描线LR_k的交点SR_k定义为扫描起始点。以O₃为圆心，O₃O₃′为极轴的极坐标系下，扫描起始点SR_k的径向坐标为：

r_Sk＝R_S3                 (54)

SR_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Sk}}=(k-1-\frac{N_3-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_3---\left(55\right)$

线段O₃C长度为：

$O_{3}C=\sqrt{l^2\·\frac{{\cos }^2({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})}{{\sin }^2{\mathrm{\θ}}_3}+\frac{d^2}{{\cos }^2({\mathrm{\θ}}_0/2)}+2\·l\·d\·\frac{\cos ({\mathrm{\θ}}_3/2-\mathrm{\β})\·\cos [({\mathrm{\θ}}_0-{\mathrm{\θ}}_3)/2-\mathrm{\β}]}{\sin {\mathrm{\θ}}_3\·\cos ({\mathrm{\θ}}_0/2)}}---\left(56\right)$

取合适的R_E3值(此处可取任何满足条件R_E3≥O₃C的值)，以O₃为圆心，以R_E3为半径的一段圆弧定为扫描终点参考曲线E₃。扫描终点参考曲线E₃与各扫描线LR_k的交点ER_k定义为扫描终点。这样，以SR_k-ER_k组成的扫描区域完全覆盖扇形图像显示区域ABCD。以O₃为圆心，O₃O₃′为极轴的极坐标系下，扫描终点ER_k的径向坐标为：

r_Ek＝R_E3                   (57)

ER_k的角度坐标为：

${\mathrm{\θ}}_{\mathrm{Ek}}=(k-1-\frac{N_3-1}{2})\·{\mathrm{\θ}}_3---\left(58\right)$

沿上述确定的扫描线起始点SR_k和扫描线终点ER_k位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理。如图24所示，将扫描区域中任一点T₃在笛卡尔坐标系下的坐标(x_T3,z_T3)转换为以O₃为圆心，O₃O₃′为极轴的极坐标系下的坐标(r_T3,θ_T3)：

$\begin{array}{c}{r}_{T3}=\sqrt{{(x_{T3}-x_3)}^2+{(z_{T3}-z_3)}^2}\\ {\mathrm{\θ}}_{T3}=\arctan \left(\frac{x_{T3}-x_3}{z_{T3}-z_3}\right)-\mathrm{\β}\end{array}---\left(59\right)$

将(r_T3,θ_T3)根据扫描深度上采样点的距离和相邻两条扫描线夹角转换为采样坐标，整数部分为(Ir_T3,Iθ_T3)，小数部分为(Fr_T3,Fθ_T3)。根据整数部分(Ir_T3,Iθ_T3)找到和点T₃最相近的四个点P₃，Q₃，U₃，V₃，其中P₃和Q₃是同一扫描线上相邻深度的两个采样点，U₃和V₃是另同一扫描线上相邻深度的两个采样点，P₃和U₃是相邻两条扫描线上相同采样深度的两个采样点，Q₃和V₃是相邻两条扫描线上另一相同采样深度的两个采样点。利用小数部分(Fr_T3,Fθ_T3)和四个采样点P₃，Q₃，U₃，V₃的超声回波数据进行插值计算得到点T₃的超声回波数据。这样，将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到扫描线向右偏转时的超声图像。

上述扫描线向右偏转步骤可以重复多次，每次在三角形O₀OA内部及线段O₀A的范围内选取不同的点作为扫描汇聚点，以生成多幅图像。

上述扫描线零偏转，扫描线向左偏转和扫描线向右偏转三种扫描情况下扫描线总数可以分别取不同的值，其扫描线位置确定方法与上述步骤相同。

图像的空间复合有平均、最大值、中值等方法。平均复合方法多角度空间复合的传统方法，思路是对不同角度的图像进行加权平均。这里采用平均复合方法对扫描线零偏转步骤，扫描线向左偏转步骤和扫描线向右偏转步骤得到的所有图像进行复合。假定扫描线零偏转步骤，扫描线向左偏转步骤和扫描线向右偏转步骤得到的所有图像总数量为K，每次得到的图像依次记为I₁，I₂，…，I_K，复合结果图像为I_comp，则有：

$I_{\mathrm{comp}}=\frac{1}{K}\underset{k=1}{\overset{K}{\mathrm{\Σ}}}{I}_k---\left(60\right)$

此实施例中扫描线零偏转步骤中所有扫描线汇聚于点O₁，扫描线向左偏转步骤中所有扫描线汇聚于点O₂，扫描线向右偏转步骤中所有扫描线汇聚于点O₃，这三种情况下所有扫描线均同源，各扫描线上相同扫描深度的点相位一致，不存在相位差，有效降低了传统的空间复合成像方法中空间复合图像与实际组织信息间误差。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。

尽管已经示出和描述了本发明的实施例，本领域的普通技术人员可以理解：在不脱离本发明的原理和宗旨的情况下可以对这些实施例进行多种变化、修改、替换和变型，本发明的范围由权利要求及其等同物限定。

Claims (10)

1.一种用于医学超声成像的空间复合成像方法，其特征在于，包括：

(1)准备步骤，确定图像显示区域和笛卡尔坐标系；

(2)扫描线零偏转步骤，进行扫描得到扫描图像；

(3)扫描线向左偏转步骤，进行扫描得到扫描图像。

(4)扫描线向右偏转步骤，进行扫描得到扫描图像；

(5)复合步骤，用于对扫描变换后的扫描图像进行加权复合。

2.根据权利要求1所述的空间复合成像方法，其特征在于，所述扫描线零偏转步骤，包括：

(2.1)在超声探头中心线上选取一点作为扫描线汇聚点；

(2.2)根据超声探头端点和(2.1)步骤中所述的扫描线汇聚点确定扫描线位置，使图像显示区域包含在扫描区域内；

(2.3)沿(2.2)确定的扫描线位置进行扫描，并对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理；

(2.4)将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到笛卡尔坐标系下的扫描线零偏转时的超声图像。

3.根据权利要求1所述的空间复合成像方法，其特征在于，所述扫描线向左偏转步骤，包括：

(3.1)根据预设的偏转角度在探头中心线右方选取一点作为扫描线汇聚点；

(3.2)根据超声探头端点和(3.1)步骤中所述的汇聚点确定各扫描线位置，使图像显示区域包含在扫描区域内；

(3.3)沿(3.2)确定的扫描线位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理；

(3.4)将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到笛卡尔坐标系下的扫描线向左偏转时的超声图像。

4.根据权利要求1所述的空间复合成像方法，其特征在于，所述描线向右偏转步骤，包括：

(4.1)根据预设的偏转角度在探头中心线左方选取一点作为扫描线汇聚点；

(4.2)根据超声探头端点和(4.1)步骤中所述的汇聚点确定各扫描线位置，使图像显示区域包含在扫描区域内；

(4.3)沿(4.2)确定的扫描线位置进行扫描，对接收到的超声回波数据进行数字扫描变换前的处理；

(4.4)将图像显示区域中每一点进行数字扫描变换，利用最邻近的若干点计算出该点的超声回波数据，得到笛卡尔坐标系下的扫描线向左偏转时的超声图像。

5.根据权利要求2至4任一项所述的空间复合成像方法，其特征在于，所述扫描线位置包含各条扫描线的起始点位置和各条扫描线的终点位置。

6.根据权利要求2至4任一项所述的空间复合成像方法，其特征在于，所述扫描线零偏转步骤、扫描线向右偏转步骤以及扫描线向左偏转步骤中任意两条相邻扫描线间隔角度是相同的。

7.根据权利要求1所述的空间复合成像方法，其特征在于，扫描线零偏转步骤、扫描线向右偏转步骤以及扫描线向左偏转步骤的顺序是可以交换的。

8.根据权利要求1所述的空间复合成像方法，其特征在于：所述空间复合成像方法适用于凸阵扫描和线阵扩展成像扫描。

9.根据权利要求1所述的空间复合成像方法，其特征在于：所述扫描线零偏转步骤可重复多次，每次选取不同的扫描线汇聚点以生成多幅图像，所述扫描线向左偏转步骤可以重复多次，每次选取不同的扫描线汇聚点以生成多幅图像，所述扫描线向右偏转步骤中可以重复多次，每次选取不同的扫描线汇聚点以生成多幅图像。

10.根据权利要求1所述的空间复合成像方法，其特征在于：所述扫描线零偏转步骤进行了N1次，扫描线向左偏转步骤进行了N2次以及扫描线向右偏转步骤进行了N3次，其中N1+N2+N3>＝2，N1、N2、N3的最小值均是0。