CN111436966A - 超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质 - Google Patents

超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质 Download PDF

Info

Publication number
CN111436966A
CN111436966A CN202010258924.7A CN202010258924A CN111436966A CN 111436966 A CN111436966 A CN 111436966A CN 202010258924 A CN202010258924 A CN 202010258924A CN 111436966 A CN111436966 A CN 111436966A
Authority
CN
China
Prior art keywords
radio frequency
signal
region
field
area
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN202010258924.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN111436966B (zh
Inventor
苗源民
杨仲汉
朱建武
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sonoscape Medical Corp
Original Assignee
Sonoscape Medical Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Sonoscape Medical Corp filed Critical Sonoscape Medical Corp
Priority to CN202010258924.7A priority Critical patent/CN111436966B/zh
Publication of CN111436966A publication Critical patent/CN111436966A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN111436966B publication Critical patent/CN111436966B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48Diagnostic techniques
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

本发明公开了一种超声回波成像方法,该方法通过分析超声声场的区域性分布规律,对超声射频信号分区域、分波束能量强度进行波束增益补偿,不但各部分区域图像得以加强,而且可以增强整体图像波束能量的均匀性,提升成像效果;同时波束可以按照传统的单角度发射,对应用场景限制小,可以作用于Color、3D4D等高级模式改善图像问题,同时无需在同一位置上对多个角度进行发射,相对空间复合技术有效提升了系统帧频,提升了成像的流畅性;另外,通过直接调整声场能量的方式可以较为有效的解决栅栏现象,提升整体成像效果。本发明还公开了一种超声回波成像装置、计算机设备及计算机可读存储介质,具有上述有益效果。

Description

超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质
技术领域
本发明涉及电子技术领域,特别涉及一种超声回波成像方法、装置、一种计算机设备及一种计算机可读存储介质。
背景技术
超声回波图像是由多次发射和接收超声信号并经过处理形成的,每次发射和接收的超声通道的声场由主瓣和旁边栅瓣构成,主瓣能量高,旁瓣的能量低,且由于超声在传播路径中能量是不断衰减的,从近场到远场这种现象越明显,两次接收声场拼合时会有声场的叠加导致能量不一致,能量即声强,能量不同即声强不同,在图像上表现为像素值的大小,即亮暗,因此会出现亮暗不均的现象,同时也会出现栅栏现象。
为解决上述问题,目前常常在超声发射阶段,发射不同角度的超声信号,接收后做空间复合处理,将多个相邻的波束进行叠加合成一个波束;通过改变发射和接收变迹,改变声场分布,从而减弱声场能量不一致的情况。
而其中,由于空间复合技术是在同一位置上对多个角度进行发射,需要获取角度数据实现图像的生成,导致彩色血流成像等无法精确测量角度的技术领域难以适用;而且形成一幅图像增加了多次发射,相应地会明显降低系统的帧频,帧频降低会给图像带来迟滞感,导致探头移动时带来一些伪像和迟滞感,降低医生的诊断效率和体验感,还会进一步导致在高帧频要求下的3D、4D等高级功能模式中无法适用;同时,空间复合技术通过改变发射和接收变迹来减弱声场能量不一致的情况,而声场能量不一致除了变迹这一因素外,还有其他因素综合导致,单纯通过变迹试图调整声场能量不一致的情况收效甚微,对于探头的边缘声场、远场的处理效果也不能完全改善;另外,空间复合技术对于栅栏现象的调节效果较弱,遇到一些极端情况如较小半径的小儿微凸探头看腹部的图像等这种栅栏情况还是很明显,影响图像成像效果。
因此,如何在适用各种功能模式的前提下减弱栅栏现象,同时提升成像效果,是本领域技术人员需要解决的技术问题。
发明内容
本发明的目的是提供一种超声回波成像方法,该方法适用各种功能模式,可有效减弱栅栏现象,同时可以显著提升成像效果;本发明的另一目的是提供一种超声回波成像装置、计算机设备及计算机可读存储介质。
为解决上述技术问题,本发明提供一种超声回波成像方法,包括:
获取超声信号的射频信号;
根据超声声场的区域性分布规则,对所述射频信号进行信号区域划分,得到若干射频区域;
调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的所述射频区域内的信号进行波束增益补偿,得到补偿后的射频信号;
将所述补偿后的射频信号进行数字扫描变换输出处理,得到超声回波图像。
可选地,所述根据超声声场的区域性分布规则,对所述射频信号进行信号区域划分,包括:
按照超声信号强弱的区域性分布规则,将所述射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域。
可选地,将所述射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域,包括:
分别取两侧最边缘接收的波数线束作为所述两侧边缘区域;
根据凸阵探头的半径、探测深度和探头表面的线间距确定信号间距;
将所述两侧边缘区域外,所述信号间距大于预设深度阈值的区域作为远场区域;
将除所述两侧边缘区域与所述远场区域外的剩余区域作为所述近场区域。
可选地,所述调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的所述射频区域信号进行波束增益补偿,包括:
调用从左到右逐渐减小的左场增益系数对所述两侧边缘区域中的左侧边缘区域进行增益补偿;
调用从左到右依次增大的右场增益系数对所述两侧边缘区域中的右侧边缘区域进行增益补偿;
调用固定大小的近场增益系数对所述近场区域进行增益补偿;
调用从中间向外侧依次减小的远场增益系数对所述远场区域进行增益补偿。
可选地,所述左场增益系数、所述右场增益系数、所述近场增益系数以及所述远场增益系数的确定方法包括:
分别根据所述左边缘区域、所述右侧边缘区域、所述近场区域以及所述远场区域的线束能量值确定初始左场增益系数、初始右场增益系数、初始近场增益系数以及初始远场增益系数;
将所述初始左场增益系数、所述初始右场增益系数、所述初始近场增益系数以及所述初始远场增益系数按照对应的权值系数进行加权整合;其中,所述初始远场增益系数对应的权值系数最大,所述初始近场增益系数对应的权值系数最小。
可选地,在将所述初始左场增益系数、所述初始右场增益系数、所述初始近场增益系数以及所述初始远场增益系数按照对应的权值系数进行加权整合之后,还包括:
各区域以每次接收到的信号为单位,根据补偿系数对所述单位内的波束进行波束增益补偿;其中,所述补偿系数随着深度的增大而增大。
本发明公开一种超声回波成像装置,包括:
信号获取单元,用于获取超声信号的射频信号;
区域划分单元,用于根据超声声场的区域性分布规则,对所述射频信号进行信号区域划分,得到若干射频区域;
增益补偿单元,用于调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的所述射频区域内的信号进行波束增益补偿,得到补偿后的射频信号;
输出处理单元,用于将所述补偿后的射频信号进行数字扫描变换输出处理,得到超声回波图像。
可选地,所述区域划分单元具体可以为第一划分单元,所述第一划分单元用于:按照超声信号强弱的区域性分布规则,将所述射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域。
本发明公开一种计算机设备,包括:
存储器,用于存储程序;
处理器,用于执行所述程序时实现所述超声回波成像方法的步骤。
本发明公开一种计算机可读存储介质,所述计算机可读存储介质上存储有程序,所述程序被处理器执行时实现所述超声回波成像方法的步骤。
本发明所提供的超声回波成像方法,通过分析超声声场的区域性分布规律,对超声射频信号分区域、分波束能量强度进行波束增益补偿,不但各部分区域图像得以加强,而且可以增强整体图像波束能量的均匀性,提升成像效果;同时波束可以按照传统的单角度发射,对应用场景限制小,可以作用于Color、3D4D等高级模式改善图像问题,同时无需在同一位置上对多个角度进行发射,相对空间复合技术有效提升了系统帧频,提升了成像的流畅性;另外,通过直接调整声场能量的方式可以较为有效的解决栅栏现象,提升整体成像效果。
本发明还公开了一种超声回波成像装置、计算机设备及计算机可读存储介质,具有上述有益效果,在此不再赘述。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案,下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍,显而易见地,下面描述中的附图仅仅是本发明的实施例,对于本领域普通技术人员来讲,在不付出创造性劳动的前提下,还可以根据提供的附图获得其他的附图。
图1为本发明实施例提供的超声回波成像方法的流程图;
图2为本发明实施例提供的将回波信号DSC后的图像分为四个区域的示意图;
图3为本发明实施例提供的波束发射示意图;
图4为本发明实施例提供的各区域内每组波束的接收线对应的比例系数示意图;
图5为本发明实施例提供的区域以及系数确定方式进行处理的流程示意图;
图6为本发明实施例提供的超声回波成像装置的结构框图;
图7为本发明实施例提供的计算机设备的结构框图;
图8为本发明实施例提供的计算机设备的结构示意图。
具体实施方式
本发明的核心是提供一种超声回波成像方法,该方法适用各种功能模式,可有效减弱栅栏现象,同时可以显著提升成像效果;本发明的另一核心是提供一种超声回波成像装置、计算机设备、计算机可读存储介质。
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚,下面将结合本发明实施例中的附图,对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述,显然,所描述的实施例是本发明一部分实施例,而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例,本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例,都属于本发明保护的范围。
本发明提出了一种超声回波成像方法,请参考图1,图1为本实施例提供的超声回波成像方法的流程图;该方法主要包括:
步骤s110、获取超声信号的射频信号;
波束增益补偿方法作用于RF(射频)信号,且在数字扫描变换(DSC)之后,获取该RF信号进行分析处理。
在获取超声信号的射频信号后,可以直接进行下一步骤的波束增益处理,也可以进一步增加判断条件,判断是否进行波束增益补偿来改善图像中栅栏现象、亮暗不一致等现象,比如由用户判断在切换诊断模式或者探测深度改变时,是否进行波束增益补偿来改善图像中栅栏现象,亮暗不一致等现象等。通过设置波束增益处理的判断机制,可以根据实际使用需要对射频信号进行相应处理,提升处理灵活性。
步骤s120、根据超声声场的区域性分布规则,对射频信号进行信号区域划分,得到若干射频区域信号;
超声声场存在区域性分布规则,中间区域越近信号强度越大,从中间向外侧逐渐减小,为保证各区域射频信号的均匀性,本实施例中分析射频信号的区域分布特点,根据波束合成原理、探头超声声场分布情况和线间距变化,对射频信号进行信号区域划分,以便后续对各区域信号分区域进行相应的处理。
需要说明的是,本实施例中对具体的区域划分规则以及划分的区域数量不做限定。比如可以设置信号强度阈值,设置属于某一阈值信号强度区间的信号所属的区域为一个射频区域,属于另一阈值信号强度区间的信号所属的区域为另一个射频区域等,当然,也可以设置其他的区域划分规则,本实施例在此不再赘述。
步骤s130、调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的射频区域信号进行波束增益补偿,得到补偿后的射频信号;
根据区分出来的具有不同信号特性的区域,为保证图像的一致性,本实施例中调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的射频区域信号进行波束增益补偿,具体为对波束能量弱的区域相对于波束能量强的区域进行加强处理,这样,各射频区域间就可以平衡波束能量,减弱栅栏现象。
其中,为保证各射频区域间的波束能量的平衡,各区域下的增益补偿系数要合理设置,系数要随能量的降低而增大,本实施例中对于具体的波束增益补偿的补偿系数设置不做限定,可以根据实际射频信号能量的分析结果进行设定。
步骤s40、将补偿后的射频信号进行数字扫描变换输出处理,得到超声回波图像。
将增益补偿后的数据再进行数字扫描变换(Digital Scan Conversion,DSC)处理,此时经过处理的信号在横向上较之前一致性好,栅栏现象已经明显减弱,最后输出显示的图像可以把原来处于阴影部分,能量较弱的信号给显示出来,即可得到波束能量均衡的超声回波图像。
基于上述介绍,本实施例提供的超声回波成像方法,通过分析超声声场的区域性分布规律,对超声射频信号分区域、分波束能量强度进行波束增益补偿,不但各部分区域图像得以加强,而且可以增强整体图像波束能量的均匀性,提升成像效果;同时波束可以按照传统的单角度发射,对应用场景限制小,可以作用于Color、3D4D等高级模式改善图像问题,同时无需在同一位置上对多个角度进行发射,相对空间复合技术有效提升了系统帧频,提升了成像的流畅性;另外,通过直接调整声场能量的方式可以较为有效的解决栅栏现象,提升整体成像效果。
上述实施例中对射频信号进行信号区域划分方式不做限定,本实施例中主要针对信号区域的划分以及对应的波束增益补偿方法进行介绍。
可选地,根据超声声场的区域性分布规则,对射频信号进行信号区域划分的过程具体可以为:按照超声信号强弱的区域性分布规则,将射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域。
图2是将回波信号DSC后的图像分为四个区域的示意图,其中,1、3区域为两侧边缘区域;2区域为近场区域,4区域为远场区域。每个区域对应有做DSC之前的RF线数据。在做波束增益补偿时,对区域内DSC之前的线数据进行增益补偿。对每个区域内的线数据增益补偿之后,再对整体的数据进行DSC,用以显示图像。
通过在产生栅栏现象时分析发射接收原理,和图像成像表象发现将RF信号分为四个区域,两侧边缘区域(左侧边缘区域以及右侧边缘区域)、远场区域、和近场区域来进行波束增益补偿效果较好,因此为提升画面能量的均匀性,本实施例中以上述区域划分方式为例。
当采用上述区域划分方式时,对于具体的各区域边缘线设置方式不做限定,可选地,一种区域划分方式如下:
(1)分别取两侧最边缘接收的波数线束作为两侧边缘区域;
(2)根据凸阵探头的半径、探测深度和探头表面的线间距确定信号间距;
(3)将两侧边缘区域外,信号间距大于预设深度阈值的区域作为远场区域;
(4)将除两侧边缘区域与远场区域外的剩余区域作为近场区域。
两侧边缘区域可以根据超声图像的波束构成来确定。每次一个超声孔径发射后会有多条波束线,当孔径在最边缘发射时,可能会有超出阵元的波束线未接收,如图3所示为波束发射示意图,该种发射方式下会导致B图像边缘亮度不均匀。为保证图像过渡段均匀,可以选择两侧最边缘的2次接收的波数线束作为边缘区域,一个波束线束包括6条接收线,来分为左边缘和右边缘区域。
在确定好两侧边缘区域后,剩余区域的波束线深度部分可以确定为远场区域。具体地,远场区域可以根据凸阵探头的半径r和探测深度D和探头表面的线间距ΔL来确定。其中,随着深度改变,信号间距(即信号的深度)可以由以下公式确定
Figure BDA0002438545330000081
根据图像经验和公式,可以设置深度阈值,比如4ΔL,当信号间距随深度变化为L>4ΔL,即深度D>3r时,确定为远场区域,当然,本实施例中仅以上述阈值设置为例进行设定,其他阈值设定下的远场区域划分均可参照本实施例的介绍。
除去确定好的两侧边缘区域和远场区域,剩余的区域即可作为近场区域。
该种区域精准划分方式贴合图像整体波束能量分布规则,可以实现精准的波束能量调节,保证图像能量的均匀性。
在做波束增益补偿时,在按照上述实施例中的区域划分方式对图像分完区域后,需要对各区域进行波束增益补偿,为保证图像的一致性,增益补偿系数要根据区分出来的不同特性的区域合理设置,本实施例中主要针对基于上述实施例进行区域划分下的一种增益补偿方法进行介绍。
可选地,一种波束增益补偿规则下对对应的射频区域信号进行波束增益补偿的实现方式如下:
(1)调用从左到右逐渐减小的左场增益系数对两侧边缘区域中的左侧边缘区域进行增益补偿;
(2)调用从左到右依次增大的右场增益系数对两侧边缘区域中的右侧边缘区域进行增益补偿;
(3)调用固定大小的近场增益系数对近场区域进行增益补偿;
(4)调用从中间向外侧依次减小的远场增益系数对远场区域进行增益补偿。
上述波束增益补偿规则中,在左侧边缘区域从左到右系数逐渐减小,中间区域整体增益系数一致,右侧边缘区域系数从左到右依次增大,远场区域增益成对称性即中间最小,从中间向外侧依次增大,从近场到远场,系数随深度自适应增大,近场系数最小,到最远处系数增大到最大。该种增益设置方法下的增益补偿方式可以有效缓解区域性能量差异大的问题,缩小各区域能量差异,实现图像能量的均衡。
而具体地,由图3的示意图中可知,每次发射信号后都有一组接收波数线,而每一组波数线排列后共同构成了超声图像。因此,在对各区域进行增益补偿时,在每个区域中可以将每一次发射后接收到的波束线作为一组,以该组波数线为单位,对每组波束线依次进行波束增益补偿,并且根据超声波的传播随深度逐渐衰减的特性,对增益补偿系数从进场到远场随深度自适应增大。4个区域中,每个区域计算出一套比例系数,然后再将4组增益系数,加权为1套比例系数,最后所有区域使用加权后的比例系数。当然,也可以以其他的分组规则或者不分组,本实施例对此不做限定。
而上述实现方式中对于各区域的比例系数的设置方式不做限定,可选地,一种左场增益系数、右场增益系数、近场增益系数以及远场增益系数的确定方法具体包括如下步骤:
(1)分别根据左边缘区域、右侧边缘区域、近场区域以及远场区域的线束能量值确定初始左场增益系数、初始右场增益系数、初始近场增益系数以及初始远场增益系数;
(2)将初始左场增益系数、初始右场增益系数、初始近场增益系数以及初始远场增益系数按照对应的权值系数进行加权整合;其中,初始远场增益系数对应的权值系数最大,初始近场增益系数对应的权值系数最小。
上述增益系数确定方式分区域进行波束增益补偿,各区域的补偿系数又加权整个图像的区域系数,不但某部分区域图像得以加强,对于整体图像的均匀性也有一定的反馈。
例如,左侧边缘区域的增益系数确定方式如下:
左侧边缘区域即为图2中的1区域。在前面两侧边缘区域确定里得到,该区域有2次接收回波信号。每次接收的回波信号中也有多条回波信号线。将每次接收的回波线束再均分为三小组信号线,每个小组包括两条接收线,每小组信号中有两条接收线,第一次接收到的RF信号每组线上的值累加求和得到的结果从大到小为∑I1,∑I2,∑I3,第二次接收到的RF信号每组线上的值累加求和得到的结果从大到小为∑I1',∑I2',∑I3',然后将两组信号对应的值分别相加求平均,最终左侧边缘区域比例系数依次为K11:K21:K31。
Figure BDA0002438545330000101
近场区域的增益系数确定方式如下:
近场区域即为图2中的2区域。在该区域内,整体能量较均匀,所有RF线上的能量之和为∑I,最终近场区域比例系数依次为K12:K22:K32。
具体地:
Figure BDA0002438545330000102
右侧边缘区域的增益系数确定方式如下:
左侧边缘区域即为图2中的3区域。在前面两侧边缘区域确定里得到,该区域有2次接收回波信号。其分组与左侧相同,最后一次接收到的RF信号每组线上的值累加求和得到的结果从大到小为∑I1,∑I2,∑I3,倒数第二次接收到的RF信号每组线上的值累加求和得到的结果从大到小为∑I1',∑I2',∑I3',然后将两组信号对应的值分别相加求平均,最终左侧边缘区域比例系数依次为K13:K23:K33。
具体地:
Figure BDA0002438545330000103
远场区域的增益系数确定方式如下:
远场区域即为图2中的4区域。在该区域内,能量两侧较高,中间能量较低。每发射一次信号,接收到一次信号中有多个波束,对该次接收到的波束进行分为三组,从两侧向中间依次分组,对每组线上的信号叠加求和,从大到小依次为
Figure BDA0002438545330000104
然后将每次接收的信号,对应的值分别相加求平均,最终远场区域比例系数从大到小依次为K14:K24:K34。
具体地:
Figure BDA0002438545330000111
确定好左侧边缘区域的增益系数、近场区域的增益系数、右侧边缘区域的增益系数以及远场区域的增益系数后,对四个区域内的系数进行加权处理,每个区域的权值分别为
Figure BDA0002438545330000112
各权值系数在0~1之间,且
Figure BDA0002438545330000113
在确定权值系数时,取
Figure BDA0002438545330000114
远场加权最大,近场加权最小,两侧边缘区域加权适中的原则,加权整合后的最终系数为K1:K2:K3。
具体地:
Figure BDA0002438545330000115
各区域内每组波束的接收线对应的比例系数如图4所示,每个区域以每次接收到的信号为单位,对单位内的波束进行分组并进行波束增益补偿。图4是不同区域波束增益补偿系数的变化示意图,该图可以直观地看出波束增益补偿系数的变化。
可选地,为进一步提升信号能量调整规则与实际信号的贴合度,提升图像整体能量的均匀性,在将初始左场增益系数、初始右场增益系数、初始近场增益系数以及初始远场增益系数按照对应的权值系数进行加权整合之后,可以进一步执行:各区域以每次接收到的信号为单位,根据补偿系数对单位内的波束进行波束增益补偿;其中,补偿系数随着深度的增大而增大。
自适应波束增益补偿是当增益补偿系数确定后,每条RF线上的数据随着深度变化补偿系数逐渐增大。具体地,一种增益补偿次数设置方法如下:每条线对应的增益系数为K,每条线的探测总深度为D,在深度d处的增益补偿系数为Kd,即:
自适应深度加权处理即随深度变化加权系数逐渐增大。在近场的增益小,
Figure BDA0002438545330000116
在远场的增益大,这种变化是随着深度线性变化的。探测的纵深度为D,当前深度为d,计算出的区域内的增益补偿系数为K,随着当前深度d的变化,增益补偿系数从0~1线性变化,在靠近探头位置0处,无增益补偿,在探测最深处D的位置,增益补偿系数最大为K。
本实施例中仅以上述增益补偿方式为例进行介绍,其他基于本发明的增益补偿方法均算作本发明的保护范围,在此不再赘述。
为加深理解,依据本实施例中的区域以及系数确定方式进行处理的流程示意图如图5所示,包括如下步骤:
读取预处理的RF数据;
根据边缘回波线数确定两侧边缘区域,根据探测深度确定远场区域,剩余区域为近场区域;
根据边缘线束的能量确定边缘区域增益补偿系数,根据远场线束的能量确定远场区域增益补偿系数,根据近场线束的能量确定近场区域增益补偿系数;
根据以上确定的各区域系数加权出一套增益补偿系数,并根据该增益补偿系数进行自适应深度加权处理。
本实施例仅以上述区域以及系数确定方式为例进行详细介绍,其他实现方式均可参照上述介绍,在此不再赘述。
在一种实施例中,超声回波成像装置可以包括:信号获取单元210、区域划分单元220、增益补偿单元230以及输出处理单元240,请参考图6,图6为本实施例提供的超声回波成像装置的结构框图。本实施例提供的超声回波成像装置可与上述超声回波成像方法可相互对照。
其中,信号获取单元210主要用于获取超声信号的射频信号;
区域划分单元220主要用于根据超声声场的区域性分布规则,对射频信号进行信号区域划分,得到若干射频区域;
增益补偿单元230主要用于调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的射频区域内的信号进行波束增益补偿,得到补偿后的射频信号;
输出处理单元240主要用于将补偿后的射频信号进行数字扫描变换输出处理,得到超声回波图像。
可选地,区域划分单元具体可以为第一划分单元,第一划分单元用于:按照超声信号强弱的区域性分布规则,将射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域。
在一种实施例中,计算机设备可以包括:存储器300以及处理器310,请参考图7,图7为本实施例提供的计算机设备的结构框图。本实施例介绍的计算机设备可参照上述超声回波成像方法的介绍。
其中,存储器300主要用于存储程序;
处理器310主要用于执行程序时实现上述超声回波成像方法的步骤。
本实施例中对具体的设备类型以及应用场景不做限定,以医疗场景为例,相应地,计算机设备具体可以为:血糖监测装置、血压测量装置、血液分析仪、超声设备、彩超设备、内窥镜设备等等。
请参考图8,为本实施例提供的计算机设备的结构示意图,该计算机设备可因配置或性能不同而产生比较大的差异,可以包括一个或一个以上处理器(central processingunits,CPU)322(例如,一个或一个以上处理器)和存储器332。其中,存储器332可以是短暂存储或持久存储。更进一步地,中央处理器322可以设置为与存储器332通信,在计算机设备301上执行存储器332中的一系列指令操作。
计算机设备301还可以包括一个或一个以上电源326,一个或一个以上有线或无线网络接口350,一个或一个以上输入输出接口358,和/或,一个或一个以上操作系统341,例如Windows ServerTM,Mac OS XTM,UnixTM,LinuxTM,FreeBSDTM等等。
上面图1所描述的超声回波成像方法中的步骤可以由计算机设备的结构实现。
本实施例公开了一种计算机可读存储介质,计算机可读存储介质上存储有程序,程序被处理器执行时实现超声回波成像方法的步骤,其中,超声回波成像方法可参照图1对应的实施例,在此不再赘述。
该可读存储介质具体可以为U盘、移动硬盘、只读存储器(Read-Only Memory,ROM)、随机存取存储器(Random Access Memory,RAM)、磁碟或者光盘等各种可存储程序代码的可读存储介质。
说明书中各个实施例采用递进的方式描述,每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处,各个实施例之间相同相似部分互相参见即可。对于实施例公开的装置而言,由于其与实施例公开的方法相对应,所以描述的比较简单,相关之处参见方法部分说明即可。
专业人员还可以进一步意识到,结合本文中所公开的实施例描述的各示例的单元及算法步骤,能够以电子硬件、计算机软件或者二者的结合来实现,为了清楚地说明硬件和软件的可互换性,在上述说明中已经按照功能一般性地描述了各示例的组成及步骤。这些功能究竟以硬件还是软件方式来执行,取决于技术方案的特定应用和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现所描述的功能,但是这种实现不应认为超出本发明的范围。
结合本文中所公开的实施例描述的方法或算法的步骤可以直接用硬件、处理器执行的软件模块,或者二者的结合来实施。软件模块可以置于随机存储器(RAM)、内存、只读存储器(ROM)、电可编程ROM、电可擦除可编程ROM、寄存器、硬盘、可移动磁盘、CD-ROM、或技术领域内所公知的任意其它形式的存储介质中。
以上对本发明所提供的超声回波成像方法、装置、计算机设备及计算机可读存储介质及多联机系统进行了详细介绍。本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述,以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想。应当指出,对于本技术领域的普通技术人员来说,在不脱离本发明原理的前提下,还可以对本发明进行若干改进和修饰,这些改进和修饰也落入本发明权利要求的保护范围内。

Claims (10)

1.一种超声回波成像方法,其特征在于,包括:
获取超声信号的射频信号;
根据超声声场的区域性分布规则,对所述射频信号进行信号区域划分,得到若干射频区域;
调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的所述射频区域内的信号进行波束增益补偿,得到补偿后的射频信号;
将所述补偿后的射频信号进行数字扫描变换输出处理,得到超声回波图像。
2.根据权利要求1所述的超声回波成像方法,其特征在于,所述根据超声声场的区域性分布规则,对所述射频信号进行信号区域划分,包括:
按照超声信号强弱的区域性分布规则,将所述射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域。
3.根据权利要求2所述的超声回波成像方法,其特征在于,将所述射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域,包括:
分别取两侧最边缘接收的波数线束作为所述两侧边缘区域;
根据凸阵探头的半径、探测深度和探头表面的线间距确定信号间距;
将所述两侧边缘区域外,所述信号间距大于预设深度阈值的区域作为远场区域;
将除所述两侧边缘区域与所述远场区域外的剩余区域作为所述近场区域。
4.根据权利要求3所述的超声回波成像方法,其特征在于,所述调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的所述射频区域信号进行波束增益补偿,包括:
调用从左到右逐渐减小的左场增益系数对所述两侧边缘区域中的左侧边缘区域进行增益补偿;
调用从左到右依次增大的右场增益系数对所述两侧边缘区域中的右侧边缘区域进行增益补偿;
调用固定大小的近场增益系数对所述近场区域进行增益补偿;
调用从中间向外侧依次减小的远场增益系数对所述远场区域进行增益补偿。
5.根据权利要求4所述的超声回波成像方法,其特征在于,所述左场增益系数、所述右场增益系数、所述近场增益系数以及所述远场增益系数的确定方法包括:
分别根据所述左边缘区域、所述右侧边缘区域、所述近场区域以及所述远场区域的线束能量值确定初始左场增益系数、初始右场增益系数、初始近场增益系数以及初始远场增益系数;
将所述初始左场增益系数、所述初始右场增益系数、所述初始近场增益系数以及所述初始远场增益系数按照对应的权值系数进行加权整合;其中,所述初始远场增益系数对应的权值系数最大,所述初始近场增益系数对应的权值系数最小。
6.根据权利要求5所述的超声回波成像方法,其特征在于,在将所述初始左场增益系数、所述初始右场增益系数、所述初始近场增益系数以及所述初始远场增益系数按照对应的权值系数进行加权整合之后,还包括:
各区域以每次接收到的信号为单位,根据补偿系数对所述单位内的波束进行波束增益补偿;其中,所述补偿系数随着深度的增大而增大。
7.一种超声回波成像装置,其特征在于,包括:
信号获取单元,用于获取超声信号的射频信号;
区域划分单元,用于根据超声声场的区域性分布规则,对所述射频信号进行信号区域划分,得到若干射频区域;
增益补偿单元,用于调用各区域下的波束增益补偿规则对对应的所述射频区域内的信号进行波束增益补偿,得到补偿后的射频信号;
输出处理单元,用于将所述补偿后的射频信号进行数字扫描变换输出处理,得到超声回波图像。
8.根据权利要求7所述的超声回波成像装置,其特征在于,所述区域划分单元具体可以为第一划分单元,所述第一划分单元用于:按照超声信号强弱的区域性分布规则,将所述射频信号划分为两侧边缘区域、近场区域以及远场区域。
9.一种计算机设备,其特征在于,包括:
存储器,用于存储程序;
处理器,用于执行所述程序时实现如权利要求1至6任一项所述超声回波成像方法的步骤。
10.一种计算机可读存储介质,其特征在于,所述计算机可读存储介质上存储有程序,所述程序被处理器执行时实现如权利要求1至6任一项所述超声回波成像方法的步骤。
CN202010258924.7A 2020-04-03 2020-04-03 超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质 Active CN111436966B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202010258924.7A CN111436966B (zh) 2020-04-03 2020-04-03 超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202010258924.7A CN111436966B (zh) 2020-04-03 2020-04-03 超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN111436966A true CN111436966A (zh) 2020-07-24
CN111436966B CN111436966B (zh) 2023-04-07

Family

ID=71650121

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202010258924.7A Active CN111436966B (zh) 2020-04-03 2020-04-03 超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN111436966B (zh)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111956309A (zh) * 2020-08-28 2020-11-20 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种图像获取方法、装置、设备和介质
CN114081526A (zh) * 2020-11-18 2022-02-25 武汉联影医疗科技有限公司 超声成像方法、装置、系统和存储介质
CN114081526B (zh) * 2020-11-18 2024-05-24 武汉联影医疗科技有限公司 超声成像方法、装置、系统和存储介质

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101219063A (zh) * 2007-01-12 2008-07-16 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于二维分析的b图像均衡方法和系统结构
JP2015150144A (ja) * 2014-02-13 2015-08-24 株式会社東芝 超音波診断装置
CN105844598A (zh) * 2016-04-01 2016-08-10 飞依诺科技(苏州)有限公司 基于rf数据的超声成像处理方法及处理系统
US20170042509A1 (en) * 2014-04-28 2017-02-16 Hitachi, Ltd. Ultrasound imaging pickup apparatus

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101219063A (zh) * 2007-01-12 2008-07-16 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于二维分析的b图像均衡方法和系统结构
JP2015150144A (ja) * 2014-02-13 2015-08-24 株式会社東芝 超音波診断装置
US20170042509A1 (en) * 2014-04-28 2017-02-16 Hitachi, Ltd. Ultrasound imaging pickup apparatus
CN105844598A (zh) * 2016-04-01 2016-08-10 飞依诺科技(苏州)有限公司 基于rf数据的超声成像处理方法及处理系统

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
彭小冲等: "相控阵超声成像补偿聚焦技术", 《压电与声光》 *

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111956309A (zh) * 2020-08-28 2020-11-20 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种图像获取方法、装置、设备和介质
CN111956309B (zh) * 2020-08-28 2022-06-24 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种图像获取方法、装置、设备和介质
CN114081526A (zh) * 2020-11-18 2022-02-25 武汉联影医疗科技有限公司 超声成像方法、装置、系统和存储介质
CN114081526B (zh) * 2020-11-18 2024-05-24 武汉联影医疗科技有限公司 超声成像方法、装置、系统和存储介质

Also Published As

Publication number Publication date
CN111436966B (zh) 2023-04-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Rindal et al. The effect of dynamic range alterations in the estimation of contrast
Mehdizadeh et al. Eigenspace based minimum variance beamforming applied to ultrasound imaging of acoustically hard tissues
CN103536316B (zh) 一种空时平滑相干因子类自适应超声成像方法
US8045777B2 (en) Clutter suppression in ultrasonic imaging systems
Rindal et al. The dark region artifact in adaptive ultrasound beamforming
US8235905B2 (en) System and method for automatic ultrasound image optimization
CN102499711B (zh) 三维或四维超声图像自动优化调节方法
EP0635727A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US11006931B2 (en) Ultrasound signal processing device and ultrasound diagnostic device
JP6705134B2 (ja) 超音波画像診断装置、超音波画像処理方法及び超音波画像処理プログラム
CN108354627B (zh) 一种提高帧频的超声波束形成方法
US20100069755A1 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus
EP3278734B1 (en) Beamforming device, ultrasonic imaging device, and beamforming method allowing simple spatial smoothing operation
Wang et al. Short-lag spatial coherence combined with eigenspace-based minimum variance beamformer for synthetic aperture ultrasound imaging
CN111436966B (zh) 超声回波成像方法、装置、计算机设备及存储介质
Salari et al. User parameter-free minimum variance beamformer in medical ultrasound imaging
CN102764139B (zh) 基于特征空间分析和区域判别的医学超声波束形成方法
Rindal et al. Double adaptive plane-wave imaging
US20110002524A1 (en) Method and device for tone scale curve generation
CN110731795B (zh) 空间复合成像的处理方法和装置
Sakhaei Optimum beamforming for sidelobe reduction in ultrasound imaging
US20200253586A1 (en) Ultrasound imaging device and system, and image enhancement method for contrast enhanced ultrasound imaging
EP3267223A1 (en) Ultrasound signal processing device, ultrasound signal processing method, and ultrasound diagnostic device
CN110554393B (zh) 基于深度学习的高对比度最小方差成像方法
Xu et al. Adaptive minimum variance beamforming combined with phase coherence imaging for ultrasound imaging

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant