基于聲輻射力回波位移檢測(cè)系統(tǒng)及成像系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明公開(kāi)了一種基于聲輻射力回波位移檢測(cè)系統(tǒng)及成像系統(tǒng)，本發(fā)明采用線性插值去除激勵(lì)脈沖信號(hào)對(duì)應(yīng)的無(wú)效回波；根據(jù)回波的平滑度指數(shù)自適應(yīng)的調(diào)整時(shí)間取樣窗口；采用二維自相關(guān)Loupas算法計(jì)算所述回波在時(shí)間取樣窗口內(nèi)的平均位移速度，得出所述回波在時(shí)間方向上具體位移；采用運(yùn)動(dòng)濾波的方式消除組織自身運(yùn)動(dòng)對(duì)回波位移帶來(lái)的干擾信息，使位移檢測(cè)可靠性更高，抗噪聲能力更強(qiáng)。所述成像系統(tǒng)包含上述位移檢測(cè)系統(tǒng)，可提供與組織黏彈性相關(guān)的多模式聲輻射力成像，同時(shí)采用幀相關(guān)處理去除電子噪聲產(chǎn)生的干擾使圖像顯示更平穩(wěn)，對(duì)比拉伸增強(qiáng)圖像的顯示分辨率，為聲輻射力成像提供了當(dāng)前工作狀態(tài)下的壓力信息，便于醫(yī)生對(duì)圖像進(jìn)行分析和安全操作。
【專利說(shuō)明】基于聲輻射力回波位移檢測(cè)系統(tǒng)及成像系統(tǒng)

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)超聲成像領(lǐng)域，特別涉及一種基于聲輻射力回波位移檢測(cè)系統(tǒng)及 成像系統(tǒng)。

【背景技術(shù)】
[0002] 醫(yī)學(xué)超聲振動(dòng)性彈性成像由Fatemi和Greenleaf于1998年發(fā)明。該技術(shù)是用 一個(gè)超聲波場(chǎng)產(chǎn)生一個(gè)低頻振動(dòng)并作用于受檢組織，組織受到激勵(lì)根據(jù)自身的彈性模量大 小產(chǎn)生不同的振動(dòng)幅度，并最終通過(guò)圖像表現(xiàn)出來(lái)。采用聲輻射力激勵(lì)的聲輻射脈沖成像 (acousticradiationforceimpulseimaging,ARFI)屬于振動(dòng)性彈性成像的一種，該 技術(shù)利用短時(shí)程聚焦聲脈沖作用于組織ROI(regionofinterest,感興趣區(qū)域），使其產(chǎn) 生瞬時(shí)、微米級(jí)位移同時(shí)發(fā)射聲脈沖序列探測(cè)組織位移。位移大小取決于組織彈性。德國(guó) Siemens的AcusonS2000開(kāi)發(fā)了聲觸診組織量化技術(shù)。該系統(tǒng)使用標(biāo)準(zhǔn)超聲探頭，使用一 個(gè)深度可調(diào)的長(zhǎng)約Icm的取樣框，頻率為3. 5MHZ的探頭向組織發(fā)出聲脈沖，這種聲脈沖在 組織內(nèi)部傳播并產(chǎn)生一個(gè)剪切波。系統(tǒng)發(fā)出探測(cè)脈沖檢測(cè)到剪切波進(jìn)而測(cè)量其波速。而剪 切波波速大小正好反映了組織的硬度大小，然而，該儀器的售價(jià)昂貴。
[0003]目前的聲輻射力成像技術(shù)通過(guò)發(fā)射聚焦長(zhǎng)超聲脈沖波給組織施加局部輻射壓力， 組織受到輻射力的推動(dòng)產(chǎn)生一定的應(yīng)變，然后終止聲輻射力，在應(yīng)變恢復(fù)過(guò)程中檢測(cè)不同 時(shí)間點(diǎn)的應(yīng)變情況，從而反映組織的黏彈特性。這種激勵(lì)方案相對(duì)簡(jiǎn)單，可以方便地集成 到現(xiàn)有的醫(yī)療超聲系統(tǒng)，便于臨床應(yīng)用推廣。但也存在一些問(wèn)題：
[0004] 1、超聲激勵(lì)引起的振動(dòng)在微米數(shù)量級(jí)，其回波很容易受到系統(tǒng)噪聲和生物體自身 運(yùn)動(dòng)（如心跳，呼吸）的干擾。傳統(tǒng)的位移檢測(cè)算法時(shí)間方向的取樣窗口（簡(jiǎn)稱時(shí)間取樣 窗口）往往固定為2,這樣檢測(cè)到的位移受噪聲的干擾很大，而且得到的位移曲線不是平滑 的；
[0005] 2、現(xiàn)有醫(yī)學(xué)超聲聲輻射力成像一般只提供有固定時(shí)刻的位移成像，未能充分利用 聲輻射力成像產(chǎn)生的診斷信息。
[0006] 3、在醫(yī)學(xué)超聲影像中，系統(tǒng)電子噪聲及斑點(diǎn)噪聲引入的閃爍效應(yīng)會(huì)極大地降低圖 像分辨率，使得臨床診斷變得異常困難，需要設(shè)計(jì)合理的后處理方法來(lái)提高彈性圖像分辨 率和對(duì)比度。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0007] 本發(fā)明的目的在于克服回波易受到系統(tǒng)噪聲和生物體自身運(yùn)動(dòng)（如心跳、呼吸） 的干擾的問(wèn)題，提供一種基于聲輻射力的回波位移檢測(cè)方法：
[0008] 步驟1:將檢測(cè)到的聲輻射力回波中，對(duì)與激勵(lì)脈沖信號(hào)對(duì)應(yīng)的回波信號(hào)進(jìn)行線 性插值；在超聲輻射力檢測(cè)過(guò)程中，單脈沖序列中包含有激勵(lì)脈沖（長(zhǎng)脈沖）、檢測(cè)脈沖 (短脈沖），其中，激勵(lì)脈沖數(shù)目+檢測(cè)脈沖數(shù)目=取樣容積數(shù)目（Ensemblesize)，所述取 樣容積數(shù)目為16、24、32(可根據(jù)需要設(shè)定）等，回波信號(hào)與上述脈沖一一對(duì)應(yīng)，但是與激勵(lì) 脈沖（長(zhǎng)脈沖）對(duì)應(yīng)的回波信號(hào)因受到發(fā)射長(zhǎng)波的干擾而沒(méi)有計(jì)算價(jià)值，因此需將其去除， 而采用線性插值法代替。
[0009] 步驟2 :包含采用二維自相關(guān)Loupas算法計(jì)算所述回波在時(shí)間取樣窗口N內(nèi)的平 均位移速度；所述二維自相關(guān)Loupas算法公式為：，
[0010]

【權(quán)利要求】
1. 一種基于聲輻射力的回波位移檢測(cè)系統(tǒng)，其特征在于，包括控制模塊、線性插值模 塊、回波位移速率計(jì)算模塊、回波位移計(jì)算模塊；所述線性插值模塊、回波位移速率計(jì)算模 塊、回波位移計(jì)算模塊分別與所述控制模塊連接；所述線性插值模塊用于將檢測(cè)到的聲輻 射力回波中與激勵(lì)脈沖信號(hào)對(duì)應(yīng)的回波信號(hào)進(jìn)行線性插值；所述回波位移速率計(jì)算模塊用 于采用二維自相關(guān)Loupas算法計(jì)算所述回波在時(shí)間取樣窗口 N內(nèi)的平均位移速度；所述回 波位移計(jì)算模塊用于計(jì)算所述回波在時(shí)間方向上的位移。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于聲輻射力的回波位移檢測(cè)系統(tǒng)，其特征在于，所述回波 位移檢測(cè)系統(tǒng)還包括位移計(jì)算優(yōu)化模塊，其用于通過(guò)計(jì)算組織焦點(diǎn)位置回波的平滑度指數(shù) 動(dòng)態(tài)控制所述時(shí)間取樣窗口。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于聲輻射力的回波位移檢測(cè)系統(tǒng)，其特征在于，所述回波 位移檢測(cè)系統(tǒng)還包括聲輻射力激勵(lì)優(yōu)化模塊，其用于通過(guò)計(jì)算組織焦點(diǎn)位置在不同激勵(lì)脈 沖數(shù)量下回波位移擬合曲線之間的峰值變化率以及歐式距離，從而動(dòng)態(tài)控制全面檢測(cè)時(shí)單 脈沖序列中激勵(lì)脈沖的數(shù)量。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于聲輻射力的回波位移檢測(cè)系統(tǒng)，其特征在于，所述回波 位移檢測(cè)系統(tǒng)還包括位移修正模塊，其用于根據(jù)單脈沖序列中激勵(lì)脈沖發(fā)射之前的回波以 及單脈沖序列中激勵(lì)脈沖不再發(fā)射之后的回波確定回波參考位移，并根據(jù)所述參考位移進(jìn) 一步修正所述回波位移數(shù)據(jù)。
5. -種聲輻射力的回波位移成像系統(tǒng)，其特征在于，包括回波檢測(cè)模塊、信號(hào)放大模 塊、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、正交解調(diào)模塊、如權(quán)利要求1、2、3、4任一項(xiàng)所述的回波位移檢測(cè)系統(tǒng)、 成像模塊以及圖像處理模塊；所述回波檢測(cè)模塊、信號(hào)放大模塊、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、正交解調(diào) 模塊、回波位移檢測(cè)系統(tǒng)、成像模塊以及圖像處理模塊依次連接； 所述回波檢測(cè)模塊用于檢測(cè)聲輻射力回波信號(hào)； 所述信號(hào)放大模塊、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、正交解調(diào)模塊分別用于將所述聲輻射力回波信號(hào) 進(jìn)行信號(hào)放大、模數(shù)轉(zhuǎn)換、正交解調(diào)； 所述成像模塊以及圖像平滑處理模塊用于根據(jù)需要將所述回波位移檢測(cè)系統(tǒng)計(jì)算出 的回波位移進(jìn)行成像，并對(duì)圖像進(jìn)行平滑處理。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的聲輻射力的回波位移成像系統(tǒng)，其特征在于，所述成像模塊 還包括聲輻射力消失時(shí)刻位移成像模塊、時(shí)間方向即時(shí)最大位移成像模塊、組織位移上升 時(shí)間成像模塊、組織位移下降時(shí)間成像模塊； 所述聲輻射力消失時(shí)刻位移成像模塊用于提供單脈沖序列中所述聲輻射力消失時(shí)刻 tl時(shí)的位移成像Stl ; 所述時(shí)間方向即時(shí)最大位移成像模塊用于提供時(shí)間方向的即時(shí)最大位移成像 max (St2)，所述t2取值為0至取樣容積數(shù)之間，所述St2表示t2時(shí)刻的位移。 所述組織位移上升時(shí)間成像模塊用于提供所述聲輻射力力載荷施加過(guò)程中不同組織 位置形變的位移上升時(shí)間Tup = Umax (St3) )-t4的成像；其中Tup用于表示組織不同位置從 平衡態(tài)到最大形變的時(shí)間，所述t3取值為0至取樣容積數(shù)之間，所述St3表示組織t3時(shí)刻 的位移，所述max (St3)表示組織的最大位移，t (max (St3))表示組織到達(dá)最大位移時(shí)的時(shí)間， 所述t4為組織離開(kāi)初始平衡態(tài)時(shí)間； 所述組織位移下降時(shí)間成像模塊用于提供所述聲輻射力力載荷消失后組織恢復(fù)平衡 位置的位移下降時(shí)間Td_ = t5-t (max(St3))進(jìn)行成像，Td_用于表示組織不同位置由最大 形變回到平衡態(tài)的時(shí)間，所述t3取值為O至取樣容積數(shù)之間，所述t5為組織回到平衡態(tài)時(shí) 間，所述St3表示組織t3時(shí)刻的位移，所述max (St3)表示組織的最大位移，t (max (St3))表示 組織到達(dá)最大位移時(shí)的時(shí)間。
7. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的聲輻射力的回波位移成像系統(tǒng)，其特征在于，所述成像模塊 還包括組織位移指示曲線成像模塊、聲輻射力指示曲線成像模塊； 所述位移指示曲線成像模塊用于提供組織位移指示曲線，其用于幫助用戶更好的觀測(cè) 整體或局部信息； 所述成像模塊包括聲輻射力指示曲線成像模塊用于提供聲輻射力指示曲線，其用于幫 助用戶進(jìn)行定量分析和判斷當(dāng)前操作的安全性。
8. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的聲輻射力的回波位移成像系統(tǒng)，其特征在于，根據(jù)權(quán)利要求 5所述的聲輻射力的回波位移成像系統(tǒng)，其特征在于，所述回波位移成像系統(tǒng)還包括幀處理 模塊、圖像對(duì)比度拉伸模塊； 所述幀處理模塊用于將所述圖像進(jìn)行幀處理，其進(jìn)行幀處理的計(jì)算公式為r k = al' ^+(11)1,，其中，a為由兩幀之間的運(yùn)動(dòng)情況決定的大于〇小于1的數(shù)值，I為幀 處理前數(shù)據(jù)，I'為幀處理后數(shù)據(jù)； 所述圖像對(duì)比度拉伸模塊用于對(duì)所述圖像進(jìn)行對(duì)比度拉伸，所述對(duì)比度拉伸的計(jì)算公 式為I' = P (I-iO+H，其中y為原始位移圖像，H為設(shè)定的顯示圖像像素均值，P為用于 調(diào)節(jié)對(duì)比度的用戶參數(shù)。
9. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的聲輻射力的回波位移成像系統(tǒng)，其特征在于，所述回波位移 成像系統(tǒng)還包括圖像色彩映射模塊，其用于將圖像按照灰度進(jìn)行色彩映射，得到彩色圖像。
【文檔編號(hào)】A61B8/08GK104306026SQ201410658878
【公開(kāi)日】2015年1月28日 申請(qǐng)日期:2014年11月18日 優(yōu)先權(quán)日:2014年11月18日
【發(fā)明者】石丹, 尹皓, 肖有平, 劉東權(quán) 申請(qǐng)人:聲泰特（成都）科技有限公司