TWI431270B - 高頻超音波成像系統及方法 - Google Patents

Description

高頻超音波成像系統及方法

本發明係有關於一種高頻超音波成像系統及方法，更特別有關於一種超音波探頭，當進行一表面式掃描方法之掃描步驟時，該超音波探頭沿平行於一目標物之輪廓的掃描路徑移動。

目前，在醫院所普及的商用超音波設備所發射的超音波頻率較低(頻率小於5MHz)，因此影像解析度較差。這是因為超音波成像系統的解析度與發射的超音波頻率成反比。為了得到較佳的影像解析度，則超音波成像系統就必須使用頻率大於15MHz之高頻超音波。由於高頻(諸如25MHz)之超音波具有高空間性解析度(spatial resolution)之優點，因此被運用於醫學相關領域的研究上。然而，由於高頻超音波探頭造價昂貴，且缺乏陣列式結構，因此經常採用掃掠式掃描方法(swept scanning method)以獲取二維血流觀測資訊的超音波都普勒影像(Doppler image)。目前，在動物身體8內之腫瘤14表面上所觀測之高頻超音波血流影像通常採用掃掠式掃描方法而獲得，如第1圖所示。根據習知超音波成像系統之掃掠式掃描方法，當伺服馬達(圖未示)驅動超音波探頭10沿掃描路徑12水平緩慢移動時，脈衝發射/接收器(pulser/receiver)利用超音波探頭10進行發射脈衝與接收回音(echo)，如此以即時(real time)執行超音波影像之完成。然而，當進行該掃掠式掃描方法之掃描步驟時，該超音波探頭10乃沿Y軸水平移動。因此，該超音波探頭10只具有一固定聚焦深度D，可觀測該腫瘤14表面上之新生血管(angiogenesis)16內的血流。該超音波探頭10之聚焦區22是由該特定聚焦深度D所形成，並水平地延伸。該聚焦區22具有較高之空間性解析度、清晰影像及精確血流觀測資訊。在該聚焦區22之外(亦即非聚焦區24)則具有較低空間性解析度及較差之訊雜比(ratio of signal to noise)，會使訊號強度本身就較微弱的血流訊號和雜訊間解析不開。研究者感興趣的是，該腫瘤14生長是依賴於位在其表面上之新生血管16生長。由於該新生血管16生長於具有不規則外形之腫瘤14表面上，因此該聚焦區22只在兩交叉處18之位置覆蓋了部分之新生血管16，而該非聚焦區24覆蓋其他部分之新生血管16。據此，具有特定聚焦深度D之超音波探頭10無法以掃掠式掃描方法有效地觀測位在該腫瘤14表面上之新生血管16內的微循環流(micro-circulation flow)。

因此，便有需要提供一種高頻超音波成像系統及方法，能夠解決前述的問題。

本發明提供一種超音波成像系統及方法，其包含一超音波探頭，該超音波探頭沿平行於第一目標物之輪廓的掃描路徑移動，藉此該超音波探頭之一特定聚焦深度形成一聚焦區，該聚焦區沿該第一目標物之輪廓延伸。

本發明提供一種用以觀測一第一目標物(諸如腫瘤)之表面的超音波成像方法(亦可稱為表面式掃描方法)，該第一目標物位於一第二目標物(諸如動物身體)內，該超音波成像方法包含下列步驟：擷取該第一目標物之輪廓；將該超音波探頭沿平行於該第一目標物之輪廓的掃描路徑移動，用以發射高頻超音波脈衝與接收回音；藉由移動時該超音波探頭之一特定聚焦深度形成一聚焦區，其中該聚焦區沿該第一目標物之輪廓延伸，用以觀測該第一目標物之表面；處理被接收之回音，如此以形成一初步影像；將該初步影像重建成一最終影像；以及顯示該最終影像。該表面式掃描方法另包含下列步驟：計算位在該第一目標物表面上之一第三目標物(諸如新生血管)內的流速。

本發明另提供一種用以觀測一第一目標物之表面的超音波成像系統，該第一目標物位於一第二目標物內，該超音波成像系統包含一超音波探頭、一驅動裝置及一電子裝置。該超音波探頭用以發射高頻超音波脈衝與接收回音。該驅動裝置連接於該超音波探頭，用以驅動該超音波探頭沿平行於該第一目標物之輪廓的掃描路徑移動。該電子裝置電性連接於該驅動裝置及超音波探頭，用以控制該驅動裝置、擷取該第一目標物之輪廓、處理被接收之回音、重建影像及顯示影像。

本發明之超音波成像系統及方法，包含超音波探頭可用以觀測位在該腫瘤表面上之新生血管內之血流。由於該超音波探頭沿平行於該第一目標物之輪廓的掃描路徑移動，因此該特定聚焦深度所形成之該超音波探頭聚焦區可沿該腫瘤之輪廓延伸。該聚焦區具有精確的血流觀測資訊。感興趣的是，該腫瘤生長是依賴於位在其表面上之新生血管生長。雖然該新生血管位在具有不規則外形之腫瘤表面上，但是該聚焦區仍可覆蓋整個新生血管，其原因在於該聚焦區乃沿該腫瘤之輪廓延伸。據此，具有特定聚焦深度之超音波探頭以表面式掃描方法可有效地觀測位在該腫瘤表面上之新生血管內的微循環流。

為了讓本發明之上述和其他目的、特徵、和優點能更明顯，下文將配合所附圖示，作詳細說明如下。

參考第2圖，其顯示本發明之一實施例之高頻超音波成像系統100。該高頻超音波成像系統100包含一超音波探頭110、一脈衝發射/接收器114、一驅動裝置120及一電子裝置130。該超音波探頭110為壓電材料所製，且具有單一結構(非陣列式結構)。該脈衝發射/接收器114利用該超音波探頭110進行發射高頻超音波脈衝與接收回音。一運動控制器132可控制該驅動裝置120。該驅動裝置120連接於該超音波探頭110，用以驅動該超音波探頭110可同時水平及垂直地移動。詳細而言，該驅動裝置120可為一伺服馬達機構(圖未示)，用以驅動該超音波探頭110可同時水平及垂直地移動，藉此該超音波探頭110可沿平行於一第一目標物102之輪廓的掃描路徑112移動。該第一目標物102位於一第二目標物104內。該電子裝置130，諸如個人電腦(PC)，其包含有一處理器(圖未示)及一監視器(圖未示)，該電子裝置130分別經由該運動控制器132及脈衝發射/接收器114電性連接於該驅動裝置120及超音波探頭110，用以控制該驅動裝置120、擷取該第一目標物102之輪廓、處理被接收之回音、重建影像、計算流速及顯示影像等等。被接收之回音(RF射頻訊號)藉由放大器(圖未示)而放大，並藉由類比數位轉換器134而轉換成數位資料。該數位資料可被該電子裝置130所分析，並儲存於該電子裝置130之記憶體。

參考第3圖，該第一目標物102位於該第二目標物104內。該超音波探頭110在掃描時，可沿平行於該第一目標物102之輪廓的掃描路徑112移動，其原因在於該驅動裝置120可驅動該超音波探頭110同時沿y軸水平地及z軸垂直地移動。這些掃描及成像步驟可稱為一種表面式掃描方法。根據本發明之用於高頻超音波成像系統100之表面式掃描方法，當該超音波探頭110移動時，該超音波探頭110進行發射高頻超音波脈衝與接收回音，如此以即時(real time)執行超音波影像之完成。特別地，雖然該超音波探頭110也具有一固定聚焦深度D(亦即特定聚焦深度D)，其沿該掃描路徑112移動，用以觀測該第一目標物102之表面，但是該特定聚焦深度D所形成之該超音波探頭110的聚焦區122乃沿該第一目標物102之輪廓延伸。該聚焦區122具有較高之空間性解析度、清晰影像及精確血流觀測資訊。在該聚焦區122之外(亦即非聚焦區124)則具有較低空間性解析度及較差之訊雜比(ratio of signal to noise；SNR)。

在本實施例中，該第一目標物102為一腫瘤，且該第二目標物104可為人類或動物身體。藉由利用本發明之表面式掃描方法，該超音波探頭110可用以觀測位在該腫瘤表面上之新生血管(亦即第三目標物106)內之血流。該特定聚焦深度D所形成之該超音波探頭110的聚焦區122可沿該腫瘤之輪廓延伸，且該聚焦區122可提供精確的血流觀測資訊。感興趣的是，該腫瘤生長是依賴於位在其表面上之新生血管生長。雖然該新生血管位在具有不規則外形之腫瘤表面上，但是該聚焦區122仍覆蓋整個新生血管，其原因在於該聚焦區122沿該腫瘤之輪廓延伸。據此，具有特定聚焦深度D之超音波探頭110以表面式掃描方法可有效地觀測位在該腫瘤表面上之新生血管內的微循環流。

參考第4圖，其顯示利用本發明之高頻超音波成像系統100的高頻超音波成像方法。該高頻超音波成像方法亦稱為一種表面式掃描方法。該高頻超音波成像方法包含下列步驟。在步驟200中，提供位於一第二目標物(諸如人類或動物身體)104內之第一目標物(諸如腫瘤)102，如第3圖所示。在步驟202中，擷取該第一目標物102之輪廓。在步驟204中，將該超音波探頭110沿平行於該第一目標物102之輪廓的掃描路徑112移動，用以發射高頻超音波脈衝與接收回音。在步驟206中，藉由移動時該超音波探頭110之一特定聚焦深度D，形成一聚焦區122，其中該聚焦區122沿該第一目標物102之輪廓延伸，用以觀測該第一目標物102之表面。在步驟208中，處理接收來自該聚焦區122之回音，如此以形成一初步影像(preliminary image)。在步驟210中，將該初步影像重建成一最終影像(final image)。在步驟212中，計算位在該第一目標物102表面上之第三目標物(諸如新生血管)106內的流速。在步驟214中，顯示該最終影像。

為了實現本發明之表面式掃描方法，高頻超音波成像方法之步驟的詳細說明如下。

A、建立驅動裝置：

該驅動裝置可為一伺服馬達機構，用以驅動該超音波探頭。該伺服馬達機構可為一壓電陶瓷馬達(HR8,Galil Motion Control,Rocklin,CA)，其包含一馬達驅動器(AB1A,Galil Motion Control,Rocklin,CA)及一馬達控制器(Model DMC-2040,Galil Motion Control,Rocklin,CA)。該馬達控制器運算且處理馬達運作控制程式，並將馬達運動控制碼經由一隔離端子台(ICM-2900,Galil Motion Control,Rocklin,CA)送至該馬達驅動器，如此以驅動該伺服馬達機構。該伺服馬達機構最大施力為32牛頓(NT)。光學尺的最小刻度單位為0.1um。由於該表面式掃描方法不只是建構在習知掃掠式掃描方法利用伺服馬達沿y軸水平地移動而已，而是當伺服馬達沿y軸水平地移動時，同時伺服馬達也必須沿z軸垂直地移動，藉此使伺服馬達可沿任意形狀之掃描路徑移動。因此，伺服馬達之控制程式具有一多功的動作，致使伺服馬達機構沿Y軸與Z軸的移動互相獨立，亦即伺服馬達機構沿Y軸水平地移動一特定距離時，伺服馬達機構沿Z軸也移動到一特定位置。本發明之高頻超音波成像系統的操作介面可為一個人電腦(PC)，且所有組件的控制程式皆以C++程式進行撰寫。因此，伺服馬達機構沿Z軸所需移動的位置序列也將由個人電腦輸入，再由馬達控制器編碼傳送至馬達驅動器的記憶體上。

在取得目標物的輪廓後，期待伺服馬達機構可驅動該超音波探頭沿平行於目標物之輪廓的掃描路徑移動。若伺服馬達機構在每單位Y軸的移動距離內，Z軸能有無限長移動距離的能力，就較能達到這種平行於目標物之輪廓的理想路徑。然而，受限於伺服馬達機構在水平的Y軸與垂直的Z軸皆有一定的施力限制(32牛頓)。換言之，當伺服馬達機構沿Y軸每移動一單位距離時，伺服馬達機構沿Z軸所能達到的距離是有一定限制的。根據馬達的最大施力配合負載重量，可知伺服馬達最大加速度為6.71(m /sec² )。伺服馬達機構沿Z軸在每一次啟動後，發射第一次脈衝的時間內就達到最大速度，此速度值以下式表示：

V _z =a _max /PRF

a_max 為伺服馬達機構的最大加速度，PRF表示每單位時間內探頭重複發射脈衝的頻率。由於伺服馬達機構必須水平等速地移動，因此伺服馬達機構沿Y軸的水平移動速度，以下式表示：

V _Y =PRF *dy

dy為探頭每發射一次脈衝之所移動的水平距離。根據上述兩方程式，伺服馬達機構沿Y軸移動每一單位時，可得到伺服馬達機構沿Z軸所能移動的最大位移如下：

舉例而言，當PRF=512(1/s)且dy=10(0.1um)時，伺服馬達機構沿Z軸所能移動的最大位移與沿Y軸移動每一單位之比值為26；又，當PRF=1024(1/s)且dy=10(0.1um)時，伺服馬達機構沿Z軸所能移動的最大位移與沿Y軸移動每一單位之比值為6。為了保護伺服馬達機構，伺服馬達機構之施力通常小於最大施力限制。因此，伺服馬達機構所移動之實際路徑142會稍微不同於平行於目標物之輪廓的理想路徑144，如第5圖所示。

B、目標物輪廓之擷取 ：

為了使超音波探頭沿平行於目標物之輪廓的掃描路徑移動，必須先將被掃描之目標物的表面起伏狀況量化為刻度單位，再加以輸入到驅動裝置。首先，對目標物進行一次預掃描藉由使用亮度模式掃描(Brightness scan mode)。取得影像後，立即以程式計算目標物之輪廓。為了避免聲波傳送至目標物前，因為經過空氣而直接被散射掉，我們通常會使探頭與目標物間以水或乳膠(gel)作為介質以作聲阻抗匹配的動作。由於水與乳膠對於聲波的反射相當弱，因此在影像上呈現的亮度較暗。但是，當聲波觸及組織時，則組織對聲波的反射較強，且在影像上的亮度高，藉此目標物輪廓邊緣的對比就會突顯出來，如第6圖所示。根據上述特性，依實驗情況設定組織邊界亮度的一個閥值。程式即由影像上方開始向下搜尋。當遇到亮度大於閥值時，就把邊界點記錄下來。所有的邊界點形成目標物之輪廓，如第7圖所示。

C、將初步影像被重建成最終影像 ：

由於該超音波探頭110沿平行於目標物之輪廓的掃描路徑112移動，受該超音波探頭110上下移動之影響，使目標物的原始外形146在初步影像上造成錯位。在同一水平之原始外形可能會在初步影像上分布到不同位置(諸如標號148)，如第8圖所示。換言之，原先在不同位置之原始外形146也可能被拉到同一水平之位置。在處理後續訊號之前，必須將初步影像重建成最終影像。一對齊(alignment)技術可參考論文(B. G. Zager,R. J. Fornaris,and D K. W. Ferrara,“Ultrasonic Mapping of the Microvasculature:Signal Alignment”,Ultrasound in Med. ＆ Biol.,Vol. 24,No. 6,pp. 809-824,1998)。該對齊技術是將構成同一張影像相鄰的每一條超音波訊號與訊號間進行互相關函數(cross correlation)的運算。超音波探頭每間隔1um就發射一次超音波脈衝，這個間距相對於超音波聚焦區的波束[亦即橫向解析度(lateral resolution)]而言相當小。因此，相鄰的兩次超音波訊號具有高度的相關性。根據此特性，將訊號上下移動至與前一條訊號相關性最高的位置上，以完成影像重建的動作，如第9圖所示。

該對齊技術詳細說明如下：假設p _i ,p _r 分別代表兩條欲作相關性計算的訊號，p _i 為影像上的任一條超音波訊號，而p _r 則作為標準超音波訊號，其互相關函數的離散時間表示法如下

N 為超音波訊號之長度。由於將初步影像上每條超音波訊號的前一條訊號皆設為該訊號的對齊標準，因此i =r +1。互相關函數的最大值所對應到之m，即為兩超音波訊號相關性最高的位置。因此，將p _i 作對齊所需的時間位移t 為

D、計算位在第一目標物表面上之第三目標物內的流速 ：

流速的計算是採取一維自相關函數演算法(1D-auto correlation)。該一維自相關函數演算法可參考論文(C. Kasai,K. Namekawa,A. Koyano,and R. Omoto,“real-Time Two-Dimensional Blood Flow Imaging Using An Autocorrelation Technique”,IEEE Trans. Sonics Ultrason.,vol. SU-32,pp. 458-464,1985)。

E、本發明之實驗例 ：

高頻超音波成像系統包含具有中心頻率為25MHz及橫向空間解析度可達150um的超音波探頭(model V324,GE Panametrics,Waltham,MA,USA)。該超音波探頭固定於伺服馬達上，用以驅動該超音波探頭掃描目標物。一脈衝發射/接收器(PR5900,Panametrics,USA)利用該超音波探頭進行發射高頻超音波脈衝與接收回音。被接收之回音(RF射頻訊號)藉由放大器(model 150A100B,AR,USA)而放大，並藉由類比數位轉換器(PCI-9820,AdLinkINC,Taiwan)而轉換成可被個人電腦所分析之數位資料。然後，該數位資料儲存於個人電腦之記憶體內。最後，個人電腦之程式顯示影像且分析該數位資料。

為了證明表面式掃描方法較優於掃掠式掃描方法，因此設計了一個體外仿體實驗，證明表面式掃描方法確實可提高流量觀測資訊的精確性。製作一顆具有弧狀表面的目標物仿體，用以模擬腫瘤不規則的輪廓型態。該目標物仿體製作的成分組成為1OOg的水、2g的吉利丁粉及1.5g的石墨粉。在接近該目標物仿體表面的位置埋了三條塑膠管，用以模擬血管，且該三條塑膠管之管徑皆為1mm。該三條塑膠管所放置的都普勒角為46.57度。在該目標物仿體製作完成後，以注射泵(KDS100,KD Scientific,MA,US)將血液仿體(model 046,CIRS,VA,USA)注射入該三條塑膠管，如此以模擬紅血球散射特性。該血液仿體之流速設定為40ml/hr。待該血液仿體之流速穩定後，就以表面式掃描方法及掃掠式掃描方法分別進行擷取流量仿體之影像。

第10圖為流量仿體之彩色都普勒影像(color Doppler image)，其顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，三條血管之掃描結果。表面式掃描方法所掃描之三條血管的外形並無扭曲變形現象，但是位於非聚焦區以掃掠式掃描方法所掃描之三條血管的外形有嚴重的扭曲變形現象。更嚴重的狀況是，掃掠式掃描方法所掃描之三條血管會被忽略，其原因在於將流速分布圖疊合至亮度模式(B-mode)影像上時，某些血管被視為雜訊。詳細而言，當彩色都普勒影像被製作，且將流速分布圖疊合至亮度模式(B-mode)影像上時，會有一個判斷上的重要依據。由於紅血球對於超音波訊號的反射能力較一般組織弱，因此影像上有血流的位置，該處的強度(intensity)要小於組織同時也要大於雜訊。然而，非聚焦區的訊雜比明顯較差於聚焦區的訊雜比。若具有反射訊號較小之紅血球位於非聚焦區，則會使其強度水平(intensity level)落到和雜訊相近的水平。因此，在製作流速分布與亮度模式影像的疊合時，就會被視為雜訊而忽略。

第11圖分別顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，三條血管內之血液流速的分佈。表面式掃描方法所掃描之三條血管內的血流觀測資訊是精確的，但是位於非聚焦區以掃掠式掃描方法所掃描之三條血管的血流觀測資訊是不精確的。詳細而言，當血液仿體於血管中流動時，與管壁接觸的部分會受到黏滯力的影響。因此，血液外圈與管壁接觸到的部份流速應較慢，而血液內圈越接近中心的部份流速會越快。血液內圈接近中心的部份流速呈現層流(laminar flow)的型態。當進行表面式掃描方法時，三條模擬血管可呈現出此特性，但是當進行掃掠式掃描方法時，位於非聚焦區之三條模擬血管內的流速分布呈現出亂流的情況。

第12圖顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，三條血管內之切面血液流速的分佈。表面式掃描方法所掃描之每條血管內的切面血液流速的分佈是正常的，但是位於非聚焦區以掃掠式掃描方法所掃描之每條血管內的切面血液流速的分佈是不正常的。詳細而言，紅線、藍線與綠線分別代表左方、上方與右方模擬血管，且第12圖顯示以掃掠式掃描方法於非聚焦區之血液流速觀測變得非常不穩定。

第13圖顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，在六次實驗中三條血管內之流量觀測資訊。根據流量公式，流量等於流速乘以切面積，亦即流量(Q)=流速(V)*切面積(A)。然而，在血管外形扭曲變形，以及速度估算不準的狀況下，位於非聚焦區以掃掠式掃描方法所掃描之三條血管切面的血流觀測資訊是非常不精確的。相較於理論參考值40ml/hr(亦即由注射泵將血液仿體注射至三條血管的流速於血管中流動)，可計算出表面式掃描方法及掃掠式掃描方法之六次實驗中三條血管內之流量觀測資訊的百分誤差。就六次實驗而言，掃掠式掃描方法之流量觀測資訊的百分誤差都明顯較表面式掃描方法所得的結果來得高。掃掠式掃描方法之一些實驗中流量觀測資訊的百分誤差大約都落在-30%附近，另一些實驗中於非聚焦區之流量觀測資訊更嚴重甚至來到-50%以上。然而，表面式掃描方法在六次實驗中三條血管內之流量觀測資訊的百分誤差可在±5%之內。

綜上所述，就單一結構之高頻超音波探頭而言，當進行掃掠式掃描方法時，位於非聚焦區之一些血管的外形有嚴重的扭曲變形現象，且位於非聚焦區之每條血管切面的血流分佈是不正常的，其原因在於非聚焦區具有較低空間性解析度及較差之訊雜比。感興趣的是，該腫瘤生長是依賴於位在其表面上之新生血管生長。雖然該新生血管位在於具有不規則外形之腫瘤表面上，但是當進行表面式掃描方法時，該聚焦區仍覆蓋整個新生血管，其原因在於該聚焦區沿該腫瘤之輪廓延伸。據此，本發明之具有特定聚焦深度的超音波探頭以表面式掃描方法可有效地觀測位在該腫瘤表面上之新生血管內的微循環流。

本發明之表面式掃描方法可解決位於非聚焦區之血流測量及觀測不正確的問題。本發明利用一驅動裝置(諸如壓電陶瓷馬達)驅動高頻超音波探頭。當進行表面式掃描方法時，本發明動態地維持高頻超音波之聚焦區沿該目標物之不規則輪廓延伸。因此，本發明之表面式掃描方法可應用於下列其他技術領域中：腦部皮層的層狀血流測量、診斷表面皮膚燒燙傷程度、以及判斷復原情況之血流分佈等等。

任何本發明所屬技術領域中具有通常知識者可容易了解本發明之一個或以上實施例中所執行一個或以上之目的。在研讀前述說明書後，任何本發明所屬技術領域中具有通常知識者能夠作各種之更動、均等替換，且對本發明之各種其他實施例進行寬廣地揭示。因此本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定及其均等者為準。

8．．．動物身體

10．．．探頭

12．．．掃描路徑

14．．．腫瘤

16．．．新生血管

22．．．聚焦區

24．．．非聚焦區

100．．．超音波成像系統

102．．．目標物

104．．．目標物

106．．．目標物

110．．．探頭

112．．．掃描路徑

114．．．發射/接收器

120．．．驅動裝置

122．．．聚焦區

124．．．非聚焦區

130．．．電子裝置

132．．．運動控制器

146．．．原始外形

148．．．位置

200．．．步驟

202．．．步驟

204．．．步驟

206．．．步驟

208．．．步驟

210．．．步驟

212．．．步驟

D．．．聚焦深度

本發明之實施例是藉由舉例而說明，而非限制所附圖示之本發明，其中圖示中具有相同標號表示類似元件遍佈其中：

第1圖為先前技術之掃掠式掃描方法之剖面示意圖。

第2圖為本發明之一實施例中之高頻超音波成像系統之方塊示意圖。

第3圖為本發明之表面式掃描方法之剖面示意圖。

第4圖為本發明之高頻超音波成像方法之流程圖。

第5圖顯示伺服馬達所移動之實際路徑會稍微不同於平行於目標物之輪廓的理想路徑。

第6圖為一影像，其顯示目標物之輪廓。

第7圖為一影像，其顯示所有的邊界點形成目標物之輪廓。

第8圖顯示目標物的原始外形在初步影像上造成錯位。

第9圖為兩影像，其顯示初步影像被重建成最終影像。

第10圖為流量仿體之彩色都普勒影像，其顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，三條血管之掃描結果。

第11圖分別顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，三條血管內之血液流速的分佈。

第12圖顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，三條血管內之切面血液流速的分佈。

第13圖顯示當進行表面式掃描方法及掃掠式掃描方法時，在六次實驗中三條血管內之流量觀測資訊。

102．．．目標物

104．．．目標物

106．．．目標物

110．．．探頭

112．．．掃描路徑

122．．．聚焦區

124．．．非聚焦區

D．．．聚焦深度

Claims (8)

1. 一種用以觀測一第一目標物之表面的超音波成像方法，該第一目標物位於一第二目標物內，該超音波成像方法包含下列步驟：藉由一亮度模式掃描步驟，將該第一目標物進行一次預掃描；以程式計算該第一目標物之輪廓；將該超音波探頭沿平行於該第一目標物之輪廓的掃描路徑移動，用以發射高頻超音波脈衝與接收回音；藉由移動時該超音波探頭之一特定聚焦深度形成一聚焦區，其中該聚焦區沿該第一目標物之輪廓延伸，用以觀測該第一目標物之表面；處理被接收之回音，如此以形成一初步影像；將該初步影像重建成一最終影像；以及顯示該最終影像。
2. 依申請專利範圍第1項之超音波成像方法，其中將該初步影像重建成一最終影像的步驟包含下列步驟：將構成同一張影像相鄰的每一條超音波訊號與訊號間進行互相關函數的運算。
3. 依申請專利範圍第1項之超音波成像方法，其中該 驅動裝置驅動該超音波探頭同時水平及垂直地移動。
4. 依申請專利範圍第1項之超音波成像方法，其中該第一目標物為一腫瘤，且該第二目標物為人類或動物身體中之一者。
5. 依申請專利範圍第4項之超音波成像方法，另包含下列步驟：計算位在該第一目標物表面上之一第三目標物內的流速。
6. 依申請專利範圍第5項之超音波成像方法，其中該第三目標物為新生血管，且該流速為血液流速。
7. 依申請專利範圍第5項之超音波成像方法，其中藉由一維自相關函數演算法計算位在該第一目標物表面上之該第三目標物內的流速。
8. 依申請專利範圍第1項之超音波成像方法，其中超音波成像方法應用於下列領域中：腦部皮層的層狀血流測量、診斷表面皮膚燒燙傷程度、以及判斷復原情況之血流分佈。