CN1113631C - 人体组织超声衰减成像方法 - Google Patents

Abstract

人体组织超声衰减成像方法，用B型超声波即B超成像设备，经同位异频数字减影方法处理，即用B超探头以工作频率f₁及工作频f₂探查人体组织一部位，将所得与频率f₁及频率f₂对应的B超成像数据存入联于B超主机的计算机，再将所述二频率中的低频图像数据减去高频图像数据，并显示该图像数据差值反映的图像，该图像并可经消深度处理得到与所探人体组织深度无关的衰减图像。本发明为研制生产新型B超仪提供了依据。

Description

人体组织超声衰减成像方法

本发明属于超声波成像方法，特别是人体组织的超声波成像方法。

目前的B型超声波即B超成像方法为各种临床应用提供了大量有价值的信息。由于它的非电离辐射特性以及相对低廉的费用，成为发展最快，应用面最广，最受欢迎的影像技术。但是，目前的B超技术还没有充分利用脉冲回波所携带的所有信息。随着超声技术的发展以及临床应用的多方需求，超声组织定征(TissueCharacterization)愈来愈成为人们追求、探索的课题。如人体组织的声速、声衰减、背向散射等生物特征信息的提取，已有许多学者做了大量工作，如1993年4月中国医药科技出版社出版冯若主编的《超声诊断设备原理与设计》中便对此有阐述，证明了超声组织定征对医学临床具有现行B超技术尚未提供的大量有用信息。如能提供一种新的B超成像方法包括B超成像设备和成像方法，提供新的定性定量超声衰减信息，无疑将对临床医学应用开辟新的途径，使B超技术不但提供组织结构现有的声学形态影像，还提供新的组织结构特征及病理状态的影像。有关人体组织超声衰减成像方法，目前尚未见报导。

本发明的目的在于为解决上述问题而提供一种新的B超成像方法，即人体组织超声衰减成像方法，它能反映人体组织对B型超声波的衰减分布，为生产新的B超仪器提供依据和方法。

本发明人体组织超声衰减成像方法的技术解决方案是采用B型超声波即B超成像设备工作，其特殊之处是所述的成像采同位异频数字减影处理方法，即：用B超探头以工作频率f₁及工作频f₂探查人体组织一部位，将所得与频率f₁及频率f₂对应的所述人体组织部位的B超成像数据存入联于B超主机的计算机，经计算机减法处理将所述二频率中的低频图像数据减去高频图像数据，将该图像数据差值反映的图像显示于图像显示器，得到所探人体组织部位的一次衰减成像。

由于本发明以两种不同频率的超声波探查，故所述的B超探头可以是与变频控制器关联的变频探头。

所述的B超探头也可以是两种频率可同时工作的双频探头，与之配合的是所述的B超主机具有两种频率可同时工作的双通道。

所述联于B超主机的计算机配有图像数据采集卡，使计算机可独立于B超主机工作。

所述的变频探头是不同超波频率分时变频交替工作之探头，变频交替周期为超声扫描帧周期，B超主机具有平坦响应的宽频带通道，并具有至少两个图像帧存储器及相应的帧相关处理器。

由于所述的一次衰减成像与所探人体组织部位深度相关，再设计与所述人体组织部位的深度z的负一次方线性相关的图像模板，将其与一次衰减成像逐像素点相乘，便得到与深度z无关的二次衰减成像。

所说的一次衰减、二次衰减成像基于如下原理：

B超扫描仪的检波输出处的回波信号EP[B_(x，z)]可用下式来表示：

EP[B(z，x)]＝T_2(z)·T_3(z)ln{C·T_1(z)·D(z)EP[E(z，x)] $\×e^{-2\mathrm{\β}{f}_{c}z-{4\mathrm{\σ}}^2{z}^2{\mathrm{\β}}^2}\×\sqrt{1-\frac{4\sqrt{z}\mathrm{\βz}-\sqrt{z}{f}_c}{\sqrt{\mathrm{\π}}\mathrm{\σ}}}------\left(1\right)$

式中C为常数；T_1(z)、T_2(z)、T_3(z)为超声波回波第一、第二、第三级放大倍数；f_c为中心频率；σ为能谱带宽；β为声衰减斜率；Z即Z_(z，x)为距离z处的组织分辨元背向散射引起的起伏，它是距离z和x方位随机函数；D_(z)为声束截面积变化引起的修正因子；E_(z，x)等于 系背向散射起伏引进的随机项。

很显然，式(1)中已经包含了组织声衰减分量，如果充分抑制其它因素，或者把它们消变成常数项，而突出声衰减斜率β，我们就可达到提取声衰减信息的目的。

实施的方法是采用一变频B超探头探查人体组织剖面的两幅不同频率的声像，并假设它们点点(像素点)对应。将它们分别存在不同的存储单元内，然后对它们作点点对应的减法处理。因为频率f_c低的信号强于频率f_c高的信号，故用前者减后者。这种处理结果可从下式看到：EP[B(z，x)]f₁-EP[B(z，x)]f₂ $=T_{\left(z\right)}\·[-4{\mathrm{\β}}^2{z}^2({\mathrm{\σ}}_2^2-{\mathrm{\σ}}_1^2)+2\mathrm{\βz}(f_2-f_1)]\·\{\ln \sqrt{\frac{\sqrt{\mathrm{\π}}/\sqrt{z}-4\mathrm{\βz}-f_1/{\mathrm{\σ}}_1}{\sqrt{\mathrm{\π}}/\sqrt{z}-4\mathrm{\βz}-f_2/{\mathrm{\σ}}_2}}$ $+\ln \frac{D_1\left(z\right)\·\mathrm{EP}{\left[E(z,x)\right]}_{f_1}}{D_2\left(z\right)\·\mathrm{EP}{\left[E(z,x)\right]}_{f_2}}\}--------\left(2\right)$ 式中T_(z)＝T_2(z)×T_3(z)；β系β(z，x)沿深度z和方位χ的分布。

我们可以设计成σ₂＝σ₁，省略去 $\ln \sqrt{\frac{\sqrt{\mathrm{\π}}/\sqrt{z}-4\mathrm{\βz}-f_1/{\mathrm{\σ}}_1}{\sqrt{\mathrm{\π}}/\sqrt{z}-4\mathrm{\βz}-f_2/{\mathrm{\σ}}_2}}$ 项。再将D_1(z)/D_2(z)视为一常数D。而EP[E(z，x)]由于采用点点对应处理，故是同一分辨元的背向散射。根据背向散射系数随频率变化的关系： ${\mathrm{\σ}}_{{\mathrm{\β}}_s}\left(f\right)={\mathrm{Af}}^b-----\left(3\right)$ 则有： $\frac{\mathrm{EP}\left[E(z,x)\right]f_1}{\mathrm{EP}\left[E(z,x)\right]f_2}{=\left(\frac{f_1}{f_2}\right)}^{b/2}=F^{b/2}--------\left(4\right)$ 式中b＝b(z，x)表示背向散射系数随频率变化的分布关系，即b＝FDBSC，它反映了组织散射元尺寸大小。

由以上假设和省略及关系式(4)，我们可将式(2)简化成以下方程： $\mathrm{EP}\left[B(z,x)\right]f_1-\mathrm{EP}\left[B(z,x)\right]f_2=2\mathrm{\β}(z,x)z(f_2-f_1)\·T_{\left(z\right)}\ln \left(D{\·F}^{b/2}\right)-------\left(5\right)$ 式(5)中b值对人体组织来说其值在2.5±1.0一个较小范围内变化，T_(z)(f₂-f₁)在B超仪器条件设定后可视为一常数。所以式(5)主要反映了随所探组织的深度变化的一定频差的组织衰减量。我们称这种处理的成像为衰减成像。

从实际成像的灰阶分布来看。灰度随所探组织深度z的增加而增加是明显的，形成近区暗远区亮的与常规B超图像相反的分布。为了消除深度z的影响，可以在上述一级处理的基础上再作一次处理。例如设计一个与[Z]^-1线性相关的图像模板，实际上它与x方向无关，因此它可以是一个行存储器内的线性数据，将它与一级处理后的图像再逐点相乘，结果就可得到不随深度而变的衰减图像。如下式所表示： $\frac{\mathrm{EP}\left[B(z,x)\right]f_1-\mathrm{EP}\left[B(z,x)\right]f_2}{z}=\mathrm{K\β}(z,x)\ln (D\·F^{b/2})-----\left(6\right)$ 式中K＝2(f₂-f₁)·T(z)。

为了进行人体组织对超声波的在体衰减值计测，需要制定一个超声波衰减定标仿真体模。该体模具有多个纵向分区和一到两个横向层结构。每个分区的散射元尺度不一，但声衰减β相同，其b值与人体正常组织的肝、脾、肾、心肌、血液组织的超声背向散射系数随频率变化关系数的平均FDBSC值即b相等，以便在定量计测中减少由FDBSC引入的误差。定量计测时，先对人体受检部位作上述式(6)的超声衰减成像，然后用B超成像设备或计算机内所带的直方图测量功能对该图像中的感兴趣区所圈入的组织(某病灶或脏器)作直方图灰阶平均值测量，得到读数R。再在同样仪器设置备件下对所说的衰减定标仿真体模作式(6)的衰减成像操作，其结果作为一参考图。对R读数相应组织的某b分区作直方图灰阶平均值测量，其圈入的像素点数点大致与所说的人体组织衰减图像感兴趣区相当，得到定标仿真体模某分区某层的灰阶平均值读数为R₀，然后将R与R₀相比较，这一过程可用式(7)表示： $\frac{R}{R_0}=\frac{\stackrel{\‾}{\mathrm{\β}(z,x)}\·2(f_2-f_1)\·T_{\left(z\right)}\·\ln \left({D\·F}^{b/2}\right)}{\stackrel{\‾}{{\mathrm{\β}}_0(z,x)}\·2(f_2-f_1)\·T_{\left(z\right)}\·\ln \left({D\·F}^{b_0/2}\right)}=\frac{\stackrel{\‾}{\mathrm{\β}}\·\ln {\mathrm{DF}}^{b/2}}{\stackrel{\‾}{{\mathrm{\β}}_0}\·\ln {\mathrm{DF}}^{b_0/2}}------\left(7\right)$ 式中

β分别为仿真体模和人体组织的平均声衰减斜率；b₀，b分别为仿真体模和人体组织背向散射系数频率变化关系的指数项。由于采用与感兴趣区被检测部位相应的b的衰减定标仿真体模分区作参考值R₀，故b≈b₀。若将式(7)再乘以 则可得到人体组织感兴趣区的近似衰减值 β。该结果可用式(8)表示： $\frac{R}{R_0}\·\stackrel{\‾}{{\mathrm{\β}}_0}\≅\stackrel{\‾}{\mathrm{\β}}-------\left(8\right)$

式(8)已将脉冲回波信号中除衰减分量外的其他因素均尽可能抑制或消除，而得到我们需要提取检测的人体组织超声衰减值。这种方法可用于对衰减图像局部区域的定量测量中。

本发明由于采用两种不同频率的超声波探查人体同一组织，将所得影像作数字减影处理，即“同位异频数字减影处理”，得到一种新的B超衰减图像。由于减影处理将常规B超图像包含的回波信号中除衰减分量外的其他因素得以充分抑制或消除，突出了人体组织对超声波的衰减分量，这对组织定征是有利的。试验表明，这种新的衰减图像的亮度表示了组织对超声波不同的衰减量，衰减量愈大，图像亮度亦愈强；常规B超图像的无回声区，这种衰减图像亦无回声区。特别是本发明的二次衰减图像，其灰阶分布不依赖组织深度的改变而改变，只服从实际组织衰减量的分布规律。本发明采用同位异频数字减影处理，采用了一些目前常规B超未有的辅助、配套设施，故本发明对研制与生产新的B超仪具有重要依据与价值。

下面结合附图说明本发明的实施方式。

图1是本发明的一种程序框图；

图2是本发明的另一种程序框图；

图3是本发明的又一种程序框图；

图4是本发明的再一种程序框图。

图中标记表示：1-B超仪探头，2-B超扫描仪，3-收/发成像通道，4-变频控制器，5-计算机，6-数据采集卡，7-高频超声图像，8-低频超声图像，9-减影处理，10-除数处理，11-图像存储器，12-图像显示器，13-图像冻结控制器。

实施例1 参见图1。本例人体组织超声衰减成像方法，采用变频探头1，该探头受B超仪2中变频控制器4控制，并经收/发通道3，以较高频率f₂探查人体组织一部位，找到该部位最佳切面影像，此时令受检者暂时憋气以减少呼吸运动，在与B超仪联机的计算机5上用数据采集卡6快速采集所述的影像即图像数据，再快速切换超声工作频率，以较低频率f₁探查所述的人体组织一部位，用数据采集卡6采集f₁对应的B超图像，所述的两图像经计算机自动编号、存储，完成一次同位异频图像的探查采集全过程(同位是指人体组织同一部位，异频是指高、低不同的两种超声波频率)。然后进行衰减成像的脱机处理，即进行数字减影及除数处理。步骤是：从计算机中调出所述部位的两幅图像，用计算机软件逐像素点对应地将低频图像8数据(f₁对应)减去高频图像7数据(f₂对应)，完成减影处理9，此时就可得到所述部位的一次衰减成像，可将该成像经图像存储器11存储，或对图像的某感兴趣区作直方图测量。一次衰减成像与上述式(5)的结果对应，它与所检组织的深度z相关，故再进行一次与上述式(6)对应的除数处理10，即可得到与组织深度无关的二次衰减成像，该成像可计算机存储，也可经图像显示器12显示。此时如对图像的某感兴趣区作直方图测量，将得到一个以灰阶值为单位的相对衰减值。如果衰减成像的灰阶值过低，不便留影或计测，可调用叠加算法，将图像作2-8倍灰阶值增强处理并相应改变衰减值的刻度。

本例所述的对同一人体组织部位的异频(f₁，f₂)图像作数字减影处理，使用的设备有与常规B超主机联机的计算机系统。该计算机具有Pro-MMX，150CPU以上处理器，加拿大MGA显示加速卡，Rainbow图像采集卡，32兆内存，4兆显存，2GB以上硬盘。WIN95操作系统和所述Rainbow图像采集卡所附软件、专用图像处理软件如Adobe公司的“PHOTOSHOP”软件，包括衰减定标仿真体模，就具备了联机图低频采集和脱机处理数字减影衰减的条件了。对B超主机的要求是需要变频探头和快捷方便的频率切换操作选择健，这样可以保证同一部拉的异频切换快速图像采集。并且要求在切换前后并不改变增益的设置(有些机器为弥补高频的衰减，在切换到高一档频率时，自动增加了增益和对比度设置)。本例实施使用的B超主机是OLYMPUS的EU-M30型内镜超声扫描仪，GFUM20型超声胃镜探头，采集7.5MHz和12MHz两种频率的图像。还使用了SIEMENS的SONOLINE Versa Plus B超扫描仪，3.5C40+变频凸阵探头和Endo-PII变频腔内探头，前者频率为4.0MHz和2.6MHz，后者为5.0MHz和7.5MHz，并分别采集了图像。

本例超声衰减成像方法，图像的采集是非实时的，图像的数字减影处理及除数处理是脱机进行的，故整个过程是非实时的。

实施例2 参见图2。本例人体组织超声衰减成像方法，采用双频双工探头1，双频是指两种不同的频率，双工是指两种频率可同时工作或分别工作。该探头受B超扫描仪2发射脉冲激发，同时产生两种不同频率—较低频率f₁和较高频率f₂的超声波射向被检体，该两频率的回波信号由探头1接收，经两个收/发成像通道3分别选频检出，形成高频超声图像7和低频超声图像8，该两图像同时送至减影处理器作减影处理9，之后再进行除数处理10以消除深度z的影响。减影处理与除数处理与上例所述的相同。如此处理后的图像，即本发明的成像送往图像显示器12，经数模转换后显示本发明的超声衰减图像。此外，高频图像7(此图像与常规B超图像相同)也可作为主频图像直接送至显示器12显示，以作比较、分析。低频图像8和高频图像7还可同时分别存储在两个图像存储器11中，并可送至显示器12作图像显示。

本例人体组织超声衰减成像方法是一种实时处理技术，整个过程是在机实时进行的。

本例成像方法采用的双频探头可分并排晶片及叠式晶片探头。前者存在扫描切面不同位问题，后者要考虑时差处理和串扰问题。原则上这种双频探头可适用各种探头，如线阵、凸阵、机械扇扫、环阵、相控阵等探头。

所述的两个通道，亦称双通道，它对所述的两种频率可同时工作，也可分别工作，即所谓双频双工双通道。该通道的设计可按常规B超机的通道设计，只是需要双倍的硬件以及修改软件。双通道应包括模拟部分和数字扫描转换器DSC数字部分，存储器部分。

本例成像方法，计算硬件可以用逻辑电路来完成。用硬件计算具有速度快达到实时成像的要求。为消除组织深度对衰减量的影响而设置的z图像模板，它因为与x方位无关，故是一个z行存储器，将深度数据线性写入。

计算软件可在常规B超仪CPU中增加直方图计测功能，这可以将通用计算机功能加入B超仪的方法，使B超仪成为开放式的。可以联网，可以运算现成软件，适应B超仪发展潮流。

实施例3 参见图3。本例人体组织超声衰减成像方法，采用可快速分时变频工作的双频探头1，该探头受变频控制器4控制，共用一个平坦响应的宽带通道，共增益和共分段增益STC控制，两种频率—较低频率f₁和较高频率f₂分时交替工作，交替周期相当于超声扫描帧周期，为25-50毫秒，它远短于人体生理活动周期。所得低频图像8和高频图像7信号的减影、除数处理及存储与显示，与例2的相同。

本例成像方法全过程在机进行，与例2不同的是双频探头在超声扫描帧周期内分时变频工作。本例成像方法可称为亚实时成像技术。

本例所述的双频探头可采用旋转式四晶片的扇扫探头，四晶片中0°和180°同为一频率的晶片，90°和270°同为另一频率的晶片，在逻辑信号控制下分时变频交替工作(发射和接收)。由于这种交替速度远快于人体生理活动的速度，即使经过行、帧相关的图像处理亦不会影响其实时性。同理三频探头可用三晶片、三频率变频工作，有三种不同的异频组合，供不同深度用。

所述的双通道设计可按照常规B超仪的通道设计，但需要设置两个以上的异频图像帧存储器及相应的帧相关处理。

计算硬件与软件与例2的相同。

实施例4 参见图4。本例人体组织超声衰成像方法，采用与例1相同的变频探头1工作，受变频控制器4控制，探头以较高频率f₂探查人体组织，经收/发成像通道3形成高频图像7，该图像经图像冻结控制器13冻结，送至图像存储器11；接着经变频控制器4自动切换工作频率，以较低频率f₁工作，形成低频图像8，并自动存于图像存储器11，继而自动进行两图像的减影处理9和除数处理10得到本发明的超声衰减成像，送图像显示器12显示。此时同时调出所述的高频图像示于图像显示器以作比较。该高频图像亦称主频图像，为常规B超图像。B超仪平时按常规可只显示该主频图像，在进行本例技术操作时则完成本例上述作业。

本例成像方法，全过程在机进行，所述的频率切换时间一般在0.1±秒，本技术可称为准实时的成像方法。计算软、硬件与例2、例3的相同。

Claims (8)

1、人体组织超声衰减成像方法，采用B型超声波即B超成像设备工作，其特征是用B超探头以工作频率f₁及工作频f₂探查人体组织一部位，将所得与频率f₁及频率f₂对应的所述人体组织部位的B超成像数据存入联于B超主机的计算机，经减法处理将所述二频率中的低频图像数据减去高频图像数据，将该图像数据差值反映的图像显示于图像显示器，得到所探人体组织部位的一次衰减成像。

2、如权利要求1所述的人体组织超声衰减成像方法，其特征是所述的B超探头是与变频控制器关联的变频探头。

3、如权利要求1所述的人体组织超声衰减成像方法，其特征是所述的B超探头是两种频率可同时工作的双频探头；所述的B超主机具有两种频率可同时工作的双通道。

4、如权利要求2所述的人体组织超声衰减成像方法，其特征是所述的计算机配有图像数据采集卡。

5、如权利要求2所述人体组织超声衰减成像方法，其特征是所述的变频探头是不同超声波频率分时变频交替工作之探头，变频交替间隔为超声扫描帧周期，B超主机具有平坦响应的宽频带通道，并具有至少两个图像帧存储器及相应的帧相关处理器。

6、如权利要求2所述的人体组织超声衰减成像方法，其特征是B超主机具有图像冻结控制器，该控制器冻结频率f₂图像继而采集频率f₁图像。

7、如权利要求1-6任何一权利要求所述的人体组织超声衰减成像方法，其特征是再设计与所述人体组织部位的深度z的负一次方线性相关的图像模板，将其与一次衰减成像逐像素点相乘，得到与深度Z无关的二次衰减成像。

8、如权利要求7所述的人体组织超声衰减成像方法，其特征是采用对超声波均匀衰减的仿真体模，该体模的纵向具有不同的与人体组织背向散射频率关系匹配的散射分辨元分区，对该仿真体模作所述的超声衰减成像，将其与人体组织超声衰减成像比较，以计测人体组织对超声波的平均衰减值。

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