一種超聲造影成像方法及裝置的制造方法
【專利摘要】本發(fā)明提供了一種超聲造影成像方法及裝置，所述方法包括：S1、發(fā)射多個脈沖波形序列，并獲取各脈沖的回波信號；S2、對各脈沖的回波進(jìn)行處理，提取回波的非線性成分，并獲取非線性成分的幅度信息；S3、選擇任何一個或多個脈沖的回波進(jìn)行處理，提取回波的線性成分，并獲取線性成分的幅度信息；S4、利用非線性成分與線性成分的幅度信息，生成一非線性參量；S5、將非線性參量進(jìn)行成像處理。本發(fā)明同時利用回波的線性成分和非線性成分的幅度信息，生成非線性參量，對此參量進(jìn)行處理后成像，可有效抑制組織殘留、增加造影劑信號動態(tài)范圍，從而提升造影圖像的CTR和對比分辨率。
【專利說明】
一種超聲造影成像方法及裝置
技術(shù)領(lǐng)域
[0001 ]本發(fā)明涉及超聲造影成像領(lǐng)域，具體涉及一種超聲造影成像方法及裝置。
【背景技術(shù)】
[0002] 在醫(yī)用超聲成像系統(tǒng)中，通常由發(fā)射電路驅(qū)動探頭向人體內(nèi)發(fā)射超聲脈沖，利用 超聲波在人體組織界面處的反射，通過接收和處理載有人體組織特征信息的回波，獲得人 體組織的可見超聲圖像。然而由于混響的存在和分辨力的限制，超聲圖像對于弱邊界和小 血管的顯示較為模糊，有時甚至無法顯示。造影劑與周圍組織的聲阻抗差異大，可改變聲波 在組織間的吸收、反射、散射和折射，從而使所在部位的回聲信號增強(qiáng)，增加圖像的對比分 辨力。
[0003] 但是，造影劑具有顯著的非線性特征，在超聲脈沖的激勵下，伸縮和擴(kuò)張的程度不 同，導(dǎo)致其反射的超聲回波不僅包括與原超聲脈沖相對應(yīng)的基波分量，即線性分量，而且還 包括諧波分量，即非線性分量。經(jīng)過含造影劑的人體組織反射的超聲回波中，線性分量既包 含組織的線性成分又包含造影劑的線性成分，檢測處理基波線性分量形成的超聲圖像對比 分辨率不高，無法清晰呈現(xiàn)造影劑在微血管和組織的灌注情況，影響臨床的鑒別診斷。所以 目前的超聲造影成像大多為非線性分量檢測技術(shù)，提取回波中的非線性分量進(jìn)行成像。
[0004] 超聲造影成像中傳統(tǒng)檢測非線性分量的方法是:發(fā)射兩個或多個幅度和相位不同 的脈沖，對各接收回波加權(quán)求和消除線性成分，從而檢測造影劑在人體組織及血管中的非 線性分量。然而實際情況下，檢測到的造影劑信號中難免混入組織成分，主要原因是系統(tǒng)發(fā) 射電路本身的非對稱性。理論上，兩個幅度、頻率一樣，相位相差180度的正負(fù)波形相加為 零，然而實際發(fā)射電路輸出的正脈沖和負(fù)脈沖不是嚴(yán)格對稱的，兩者抵消后并非為零。所 以，某些強(qiáng)反射面區(qū)域回波信號幅度很高，經(jīng)過檢測抵消后的信號仍然保持較高的幅度，在 造影圖像上形成比較強(qiáng)的組織殘留。此外還有幾種因素也會導(dǎo)致回聲較強(qiáng)的組織成分混入 造影信號，一是由于信號飽和，非線性檢測方法中各發(fā)射脈沖的幅度經(jīng)過調(diào)制，信號飽和會 導(dǎo)致在接收處理環(huán)節(jié)組織的線性成分無法相消，殘留在造影圖像中；二是由于運動，人體組 織的運動導(dǎo)致發(fā)射脈沖回波信號的相位、幅度不滿足線性相消條件，使得組織成分殘留在 造影圖像中。總之，這些因素導(dǎo)致的組織殘留會使造影圖像中對組織和造影劑的分辨變得 困難，直接影響造影圖像的CTR(contrast to tissue ratio,造影組織比），即造影圖像中 殘留的組織成分越多，造影圖像的對比分辨率越差。
[0005] 為解決上述問題，美國專利US6626836提出，使用回波中的二次諧波（2F0)與線性 基波(F0)之比B/A，來區(qū)分回波數(shù)據(jù)來自組織區(qū)域還是造影劑區(qū)域，并分別對兩個區(qū)域的回 波數(shù)據(jù)采用不同的信號處理方式和顯示方法，從而提高造影圖像的CTR。美國專利 US8047994通過比較次諧波(F0/2)、二次諧波（2F0)與基波(F0)三種頻率成分的幅度，確定 回波的反射區(qū)域?qū)儆诮M織或者造影劑，并根據(jù)判斷結(jié)果改變造影圖像相應(yīng)區(qū)域的顯示效 果。
[0006] 但是，因為二次諧波信號在組織內(nèi)的衰減較快，導(dǎo)致造影圖像的穿透力有限，同時 因為組織也會產(chǎn)生二次諧波成分并與造影劑的二次諧波成分混在一起，對造影圖像的CTR 提升有限。二次諧波信號的產(chǎn)生所需的高能量會對微泡造成破壞，減少造影劑在人體的持 續(xù)時間，并且次諧波因為頻率低會導(dǎo)致造影圖像分辨率較差。因此上述兩個現(xiàn)有技術(shù)的處 理方法均不能達(dá)到理想效果。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0007] 本發(fā)明的目的在于，提供一種超聲造影成像方法及裝置，可以在非線性基波(NLF) 檢測方法的基礎(chǔ)上進(jìn)一步抑制組織殘留，增強(qiáng)造影劑信息，進(jìn)而提高造影圖像的CTR。
[0008] 為實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明采用以下技術(shù)方案：
[0009] -種超聲造影成像方法，包括：
[0010] S1、發(fā)射多個脈沖波形序列，并獲取各脈沖的回波信號；
[0011] S2、對各脈沖的回波進(jìn)行處理，提取回波的非線性成分，并獲取非線性成分的幅度 信息；
[0012] S3、選擇任何一個或多個脈沖的回波進(jìn)行處理，提取回波的線性成分，并獲取線性 成分的幅度信息；
[0013] S4、利用非線性成分與線性成分的幅度信息，生成一非線性參量;所述非線性參量 為非線性成分的幅度信息的遞增函數(shù)，且為線性成分的幅度信息的遞減函數(shù)；
[0014] S5、將非線性參量進(jìn)行成像處理。
[0015] -種使用以上所述的方法進(jìn)行超聲造影成像的裝置，包括：
[0016] 超聲探頭，用于發(fā)射不同幅度權(quán)重的脈沖波形序列；
[0017] 回波接收模塊，用于接收超聲探頭發(fā)射出的脈沖的回波信號；
[0018] 計算模塊，用于分別計算回波接收模塊中接收到的回波信號的線性成分和非線性 成分的幅度信息，并利用非線性成分與線性成分的幅度信息，生成一非線性參量;所述非線 性參量為非線性成分的幅度信息的遞增函數(shù)，且為線性成分的幅度信息的遞減函數(shù)；
[0019] 圖像處理模塊，用于將計算模塊生產(chǎn)的非線性參量進(jìn)行成像處理。
[0020] 本發(fā)明結(jié)合不同組織和(毛細(xì))血管在造影灌注過程中的不同表現(xiàn)，提出了一種新 的造影成像方法，即在非線性基波檢測技術(shù)的基礎(chǔ)上，直接利用回波的線性成分本身抑制 造影圖像的組織殘留，尤其是血管分布較少的強(qiáng)反射組織的殘留，同時不影響其余區(qū)域的 造影表現(xiàn)。本發(fā)明的特點是同時利用回波的線性成分和非線性成分的幅度信息，生成非線 性參量，對此參量進(jìn)行處理后成像，可有效抑制組織殘留、增加造影劑信號動態(tài)范圍，從而 提升造影圖像的CTR和對比分辨率。
【附圖說明】
[0021] 為了更清楚地說明本發(fā)明實施例或現(xiàn)有技術(shù)中的技術(shù)方案，下面將對實施例或現(xiàn) 有技術(shù)描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本 發(fā)明的一些實施例，對于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來講，在不付出創(chuàng)造性勞動的前提下，還可以 根據(jù)這些附圖獲得其他的附圖。
[0022] 圖1為本發(fā)明實施例一的流程示意圖。
[0023] 圖2為微泡注入前采集的一幀肝臟組織圖像和非線性基波造影圖像。
[0024] 圖3為圖2的非線性基波和非線性參量C/A的對比圖。
[0025] 圖4為注入微泡后采集到的同一個位置的肝臟組織圖像和非線性基波造影圖像。
[0026] 圖5為圖4的非線性基波和非線性參量C/A的對比圖。
[0027] 圖6為圖5中非線性基波幅度和非線性參量C/A的直方分布對比圖。
[0028] 圖7為圖2和圖4的非線性參量C/A的直方分布對比圖。
[0029] 圖8為本發(fā)明實施例二的流程示意圖。
[0030] 圖9為圖2的二次諧波和非線性參量B/A的對比圖。
[0031 ]圖10為圖9中二次諧波幅度和非線性參量B/A的直方分布對比圖。
【具體實施方式】
[0032]下面將結(jié)合本發(fā)明實施例中的附圖，對本發(fā)明實施例中的技術(shù)方案進(jìn)行清楚、完 整地描述，顯然，所描述的實施例僅僅是本發(fā)明一部分實施例，而不是全部的實施例?；?本發(fā)明中的實施例，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在沒有做出創(chuàng)造性勞動前提下所獲得的所有其他 實施例，都屬于本發(fā)明保護(hù)的范圍。
[0033] 相比較人體組織，造影劑微泡在超聲激勵下會表現(xiàn)出顯著的非線性特征，所以現(xiàn) 有的超聲造影成像中的非線性檢測技術(shù)的核心思想是提取回波中微泡產(chǎn)生的非線性信息。 以目前最常用的非線性基波造影成像技術(shù)為例，在人體沒有注入微泡時，我們希望檢測到 的用于造影成像的非線性基波信號很弱，然而由于系統(tǒng)發(fā)射電路本身的不對稱性、強(qiáng)反射 面的回波信號飽和、組織運動及其本身的非線性等因素影響，實際檢測到的非線性基波信 號中不可避免會存在組織殘留的成分。超聲波在血液等液性介質(zhì)中的反射回波強(qiáng)度遠(yuǎn)低于 均勻組織的反射回波，更是弱于強(qiáng)反射面的回波，所以在沒有注入微泡的造影圖像中觀察 到的組織殘留大都呈現(xiàn)為偏高亮回聲，這類信號來自于血管壁、臟器包膜等強(qiáng)反射面的回 波。超聲造影微泡屬于血池示蹤劑，造影劑微泡隨著人體血液擴(kuò)散到全身大血管及毛細(xì)血 管且只會存在于血管中，從人體的組織構(gòu)造特征中可以發(fā)現(xiàn)，強(qiáng)反射面組織中的血管或毛 細(xì)血管分布很少。所以，隨著微泡的灌注，來自液性區(qū)域的回波強(qiáng)度會逐漸變強(qiáng)，隨著微泡 的破裂、排出，此區(qū)域的回波強(qiáng)度慢慢恢復(fù)到與注入前一致，而血管分布較少的組織殘留區(qū) 域的回波強(qiáng)度在微泡從進(jìn)入到消退的過程中則會幾乎保持不變。本發(fā)明的思路正是來自此 特征，即造影劑灌注越多的區(qū)域組織殘留幅度越低而灌注越少的強(qiáng)反射區(qū)域組織殘留幅度 越高。換句話說，超聲激勵下反射回波越強(qiáng)的區(qū)域組織殘留越大，反射回波越弱的區(qū)域組織 殘留越小，并且對強(qiáng)反射面的組織殘留進(jìn)行抑制幾乎不會影響到造影劑的灌注表現(xiàn)。
[0034] 記造影成像的發(fā)射序列中第k個發(fā)射脈沖形式為：
[0035] fk(t) = akA(t)cos( ω t)；
[0036] 其中ak表示第k個發(fā)射脈沖的幅度及極性，A(t)表示發(fā)射信號的包絡(luò)，cos( cot)表 示載波頻率。每個發(fā)射脈沖經(jīng)過含有造影劑的組織介質(zhì)反射的回波，同時包含線性基波成 分和高次非線性成分，記其表達(dá)式為：
[0037]
(I) [0038]其中wi為回波中線性及各高次非線性分量的系數(shù)，i = 1，2，3，…。
[0039] 所以，第k個發(fā)射脈沖的接收回波信號中線性基波（cot)的幅度因子為W1ak，二次非 線性分量的幅度因子為h， 2<，三次非線性分量的幅度因子為。值得注意的是，造影劑相 比較人體組織具有顯著的非線性特征，所以造影劑的非線性分量的系數(shù)要遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于組織的 同階系數(shù)。
[0040] 根據(jù)三角公式
[0041 ]
(2)
[0042]造影劑回波中三次非線性分量，75%的能量會以基波形式（ω)出現(xiàn)，稱之為非線 性基波，25%的能量以三次諧波(3 ω)出現(xiàn)，而在頻域中三次諧波成分已經(jīng)位于超聲探頭的 通帶以外，而非線性基波分量則在探頭的通帶內(nèi)。
[0043]本發(fā)明對多個幅度以及相位(或極性)不同的發(fā)射脈沖的回波進(jìn)行處理，分別提取 線性和非線性成分，經(jīng)過各自的信號處理后，利用非線性成分與線性成分的幅度信息，得到 一種非線性參量，將非線性參量進(jìn)行成像處理并最終顯示。根據(jù)公式（1)、（2)，在接收處理 時，可以提取位于探頭通帶內(nèi)的非線性基波(NLF)作為回波中的三次非線性成分。而線性成 分可以直接使用發(fā)射脈沖序列中任何一個的回波數(shù)據(jù)的線性基波(F)。
[0044] 以下提供幾個實施例對本發(fā)明的技術(shù)方案進(jìn)行詳細(xì)說明。
[0045] 實施例一
[0046] 如圖1所示，本發(fā)明實施例一提供的一種超聲造影成像方法具體包括以下步驟：
[0047] S1、發(fā)射4個脈沖波形序列，并獲取各脈沖的回波信號。所述4個脈沖具有不同的幅 度權(quán)重;在本實施例中，4個脈沖的幅度權(quán)重分別為a、-1、1和1 -a，其中0 <a < 1;
[0048] S2、對各脈沖的回波進(jìn)行處理，提取非線性基波，并獲取非線性基波的幅度信息；
[0049] S3、選擇任何一個或多個脈沖的回波進(jìn)行處理，提取線性基波，并獲取線性基波的 幅度信息；
[0050] S4、利用線性基波的幅度信息以及非線性基波的幅度信息，生成一非線性參量；
[0051] S5、將非線性參量進(jìn)行成像處理。
[0052]具體地，在S2中，提取非線性基波信號的過程如圖1中虛線框所示，在收到4個脈沖 的回波后，首先對發(fā)射權(quán)重為a和（Ι-a)的脈沖的回波求和并降采樣，與延時、降采樣后的發(fā) 射權(quán)重為-1的脈沖的回波進(jìn)行拼接調(diào)制，生成的拼接信號中，線性基波和非線性基波的對 稱部分被調(diào)制到了 Fs/2(Fs為數(shù)據(jù)的采樣頻率)兩邊，只有非線性基波的非對稱部分被保留 在原來的頻率位置Fo。類似地，將發(fā)射權(quán)重為1的脈沖的回波取反后進(jìn)行延時、降采樣，與降 采樣的發(fā)射權(quán)重為a和（Ι-a)的脈沖的回波之和進(jìn)行拼接調(diào)制，生成的拼接信號中，同樣在 原來的頻率位置Fo只保留非線性基波的非對稱部分。兩個調(diào)制信號求和后經(jīng)過一個低通濾 波器處理，被從原來頻率位置Fo移到Fs/2±Fo的線性基波和非線性基波的對稱部分會被低 通濾波器濾除，輸出非線性基波信號的非對稱部分。
[0053]進(jìn)一步地，將獲得的非線性基波信號依次經(jīng)過正交解調(diào)、抽取濾波和包絡(luò)檢測處 理后，得到非線性基波的幅度信息，記為C。
[0054]在S3中，提取線性基波信號的方法可以是直接選取S1中的任何一個脈沖的回波信 號作為線性基波信號;也可以是將多個脈沖的回波按照一定權(quán)重系數(shù)組合之后的信號作為 線性基波信號。本發(fā)明實施例中，選擇幅度權(quán)重為1的脈沖的回波作為線性基波信號。
[0055] 進(jìn)一步地，將獲得的線性基波信號依次經(jīng)過正交解調(diào)、抽取濾波和包絡(luò)檢測處理 之后，得到線性基波的幅度信息，記為A。
[0056] 在S4中，所述非線性參量為非線性基波的幅度信息的遞增函數(shù)，且為線性基波的 幅度信息的遞減函數(shù)。在本發(fā)明實施例中，將非線性基波的幅度與線性基波的幅度對應(yīng)相 除，得到非線性參量，記為C/A。
[0057]進(jìn)一步地，在S4中，還包括對非線性參量進(jìn)行對數(shù)壓縮處理。所述對數(shù)壓縮處理的 方法可以是直接將非線性參量C/A進(jìn)行對數(shù)壓縮;還可以是先將非線性基波的幅度與線性 基波的幅度分別進(jìn)行對數(shù)壓縮之后，再得出非線性參量，這種情況下需將非線性基波的幅 度與線性基波的幅度對應(yīng)相減，得到非線性參量應(yīng)為C-A。
[0058]在S5中，將非線性參量進(jìn)行成像處理的步驟包括亮度補(bǔ)償、動態(tài)范圍變換、曲線映 射、DSC(Digital Scanning Converter，數(shù)字掃描變換)等。
[0059] 從非線性參量C/A相除的表達(dá)式可以知道，在幅度信息的定義域內(nèi)，C/A為非線性 基波幅度C的遞增函數(shù)，為線性基波幅度A的遞減函數(shù)。前面分析過，造影圖像中的組織殘留 區(qū)域往往是強(qiáng)反射面的位置，來自這些區(qū)域回波的線性基波幅度值很大，所以這類區(qū)域的 非線性參量C/A的結(jié)果會降低。同時，對于血管分布豐富的微泡灌注區(qū)域，非線性基波幅度 隨著微泡的灌注和退出而增強(qiáng)和減弱，對應(yīng)的非線性參量C/A的值依然隨之增強(qiáng)和減弱。圖 2為微泡注入前采集的一幀肝臟組織圖像和非線性基波造影圖像，在造影圖像上的偏高回 聲即為組織殘留，如箭頭所示。對回波數(shù)據(jù)的非線性基波和非線性參量進(jìn)行進(jìn)一步對比，如 圖3所示，左邊為回波信號中非線性基波信號的幅度示意圖，右邊為非線性參量C/A的示意 圖。從非線性參量C/A的結(jié)果看，組織殘留區(qū)域的值小于均勻組織區(qū)域，得到了明顯的抑制。
[0060] 下面分析注入造影劑之后的情況。圖4為注入微泡后采集到的同一個位置的肝臟 組織圖像和非線性基波造影圖像，因為組織殘留已經(jīng)與造影劑的信號混在一起，我們無法 從造影圖像中區(qū)分出組織殘留，甚至?xí)呀M織殘留誤以為是血管，如箭頭所示。對回波數(shù)據(jù) 進(jìn)行進(jìn)一步分析，如圖5所示，左邊為對應(yīng)回波信號中非線性基波信號的幅度示意圖，右邊 為非線性參量C/A的示意圖。從非線性參量C/A的結(jié)果看，之前難以辨別的組織殘留區(qū)域的 值同樣小于造影劑灌注區(qū)域，得到了明顯抑制。
[0061] 圖3和圖5所示的對比結(jié)果清晰表明，相比較現(xiàn)有的基于非線性基波信號的造影圖 像，利用非線性參量C/A進(jìn)行成像，強(qiáng)反射面造成的組織殘留在注入造影劑前后均可以得到 顯著抑制。另一方面，通過引入線性基波分量的幅度A，非線性參量C/A的有效動態(tài)范圍也比 單純的非線性基波信號要大，圖6給出了圖5對應(yīng)數(shù)據(jù)的非線性基波幅度和非線性參量C/A 的直方圖，橫軸為數(shù)據(jù)中所有值的范圍（單位dB)，縱軸為相應(yīng)數(shù)據(jù)的分布數(shù)量。從兩組數(shù)據(jù) 的橫軸分布可以看出，非線性參量C/A信號的動態(tài)范圍大于60dB，顯著大于非線性基波信號 的動態(tài)范圍（約30dB)。
[0062] 需要說明的是，從注入微泡前非線性參量C/A的示意圖及其直方圖分布可以看出， 高亮的組織殘留區(qū)域?qū)?yīng)_38dB附近的數(shù)據(jù)，在造影劑注入后該范圍內(nèi)非線性參量C/A的值 變化不大。原因正是該范圍對應(yīng)的組織殘留區(qū)域大多為強(qiáng)反射組織結(jié)構(gòu)，血管分布很少，所 以在微泡注入前后幾乎不會引起非線性參量C/A的值產(chǎn)生變化。如圖7所示，左邊為注入微 泡前對應(yīng)的非線性參量C/A的直方圖分布，右邊為造影劑注入后的非線性參量C/A的直方圖 分布，左圖的數(shù)據(jù)對應(yīng)右圖中較矮的區(qū)域。同時，微泡注入人體前、后直方圖分布的變化表 明，微泡灌注所引起的非線性參量C/A值變化的數(shù)據(jù)主要位于-30dB到lOdB的范圍，絕大部 分都高于組織殘留的非線性參量C/A值，這剛好印證了本發(fā)明的思路一一利用非線性參量 C/A抑制組織殘留并且不影響造影劑的灌注表現(xiàn)。
[0063] 實施例二
[0064] 本發(fā)明中，回波的非線性成分不限于非線性基波，也可以是回波中的二次諧波。
[0065] 如圖8所示，本發(fā)明實施例提供的一種超聲造影成像方法，給出了使用二次諧波進(jìn) 行非線性參量成像的流程。
[0066] 具體的，本發(fā)明實施例包括以下步驟：
[0067] S1、發(fā)射2個脈沖波形序列，并獲取各脈沖的回波信號。所述2個脈沖具有不同的幅 度權(quán)重;在本實施例中，2個脈沖的幅度權(quán)重分別為-1和1;
[0068] S2、對各脈沖的回波進(jìn)行處理，提取二次諧波，并獲取二次諧波的幅度信息；
[0069] S3、選擇其中一個或多個脈沖的回波進(jìn)行處理，提取線性基波，并獲取線性基波的 幅度信息；
[0070] S4、利用線性基波的幅度信息以及二次諧波的幅度信息，生成一非線性參量；
[007?] S5、將非線性參量進(jìn)行成像處理。
[0072]具體地，在S2中，提取二次諧波信號的過程如圖8中虛線框所示，在收到2個脈沖的 回波后，首先對發(fā)射權(quán)重為-1的發(fā)射脈沖的回波進(jìn)行降采樣，再對發(fā)射權(quán)重為1的脈沖的回 波進(jìn)行延時、降采樣;對兩個采樣信號進(jìn)行拼接調(diào)制，生成的調(diào)制信號經(jīng)過一個低通濾波器 處理，得到二次諧波信號。
[0073]進(jìn)一步地，將獲得的二次諧波信號依次經(jīng)過正交解調(diào)、抽取濾波和包絡(luò)檢測處理 后，得到二次諧波的幅度信息，記為B。
[0074]在S3中，提取線性基波信號的方法可以是直接選取S1中的任何一個脈沖的回波信 號作為線性基波信號；也可以是將2個脈沖的回波按照一定權(quán)重系數(shù)組合之后的信號作為 線性基波信號。本發(fā)明實施例中，選擇幅度權(quán)重為1的脈沖的回波作為線性基波信號。
[0075]進(jìn)一步地，將獲得的線性基波信號依次經(jīng)過正交解調(diào)、抽取濾波和包絡(luò)檢測處理 之后，得到線性基波的幅度信息，記為A。
[0076]在S4中，所述非線性參量為二次諧波的幅度信息的遞增函數(shù)，且為線性基波的幅 度信息的遞減函數(shù)。在本發(fā)明實施例中，將二次諧波的幅度與線性基波的幅度對應(yīng)相除，得 到非線性參量，記為B/A。
[0077] 進(jìn)一步地，在S4中，還包括對非線性參量進(jìn)行對數(shù)壓縮處理。所述對數(shù)壓縮處理的 方法可以是直接將非線性參量B/A進(jìn)行對數(shù)壓縮;還可以是先將二次諧波的幅度與線性基 波的幅度分別進(jìn)行對數(shù)壓縮之后，再得出非線性參量，這種情況下需將二次諧波的幅度與 線性基波的幅度對應(yīng)相減，得到非線性參量應(yīng)為B-A。
[0078] 在S5中，將非線性參量進(jìn)行成像處理的步驟包括亮度補(bǔ)償、動態(tài)范圍變換、曲線映 射、DSC等。
[0079] 圖9為同樣切面下，注入造影劑的回波數(shù)據(jù)中提取的二次諧波幅度示意圖及非線 性參量B/A的示意圖，圖10為與圖9對應(yīng)的直方圖。由圖9和圖10可見，非線性參量B/A同樣能 夠抑制組織殘留，并增大信號的有效動態(tài)范圍。
[0080] 實施例三
[0081 ]本發(fā)明中，回波的非線性成分還可以是非線性基波和二次諧波的幅度之和。
[0082]本發(fā)明實施例提供的一種超聲造影成像方法，給出了使用非線性基波和二次諧波 的幅度之和進(jìn)行非線性參量成像的流程。
[0083]具體的，本發(fā)明實施例包括以下步驟：
[0084] S1、發(fā)射4個脈沖波形序列，并獲取各脈沖的回波信號。所述4個脈沖具有不同的幅 度權(quán)重;在本實施例中，4個脈沖的幅度權(quán)重分別為a、-1、1和1 -a，其中0 <a < 1;
[0085] S2、對各脈沖的回波進(jìn)行處理，分別提取非線性基波和二次諧波，獲取兩者的幅度 信息，并求出兩者的幅度信息之和；
[0086] S3、選擇任何一個或多個脈沖的回波進(jìn)行處理，提取線性基波，并獲取線性基波的 幅度信息；
[0087] S4、利用線性基波的幅度信息以及非線性基波與二次諧波的幅度信息之和，生成 一非線性參量；
[0088] S5、將非線性參量進(jìn)行成像處理。
[0089] 在S2至S3中，獲取非線性基波、二次諧波和線性基波的幅度信息的具體方法與實 施例一和實施例二所述的方法相同，在此不再贅述。
[0090] 作為改進(jìn)，在S2中，可以選擇S1中發(fā)射的脈沖波形序列的子集做為信號處理的基 礎(chǔ)，提取二次諧波的幅度信息。
[0091] 在S4中，所述非線性參量為非線性基波和二次諧波的幅度之和的遞增函數(shù)，且為 線性基波的幅度信息的遞減函數(shù)。在本發(fā)明實施例中，將非線性基波和二次諧波的幅度之 和除以線性基波的幅度，得到非線性參量，記為(B+C)/A。
[0092]進(jìn)一步地，在S4中，還包括對非線性參量進(jìn)行對數(shù)壓縮處理。所述對數(shù)壓縮處理的 方法可以是直接將非線性參量(B+C)/A進(jìn)行對數(shù)壓縮;還可以是先將非線性基波和二次諧 波的幅度之和以及線性基波的幅度分別進(jìn)行對數(shù)壓縮之后，再得出非線性參量，這種情況 下需將非線性基波和二次諧波的幅度之和與線性基波的幅度對應(yīng)相減，得到非線性參量應(yīng) 為(B+C)-A〇
[0093]在S5中，將非線性參量進(jìn)行成像處理的步驟包括亮度補(bǔ)償、動態(tài)范圍變換、曲線映 射、DSC等。
[0094]實施例四
[0095] 本發(fā)明實施例提供了一種超聲造影成像裝置，用于使用上述方法進(jìn)行超聲造影成 像。
[0096] 具體地，所述超聲造影成像裝置包括：
[0097] 超聲探頭，用于發(fā)射不同幅度權(quán)重的脈沖波形序列；
[0098] 回波接收模塊，用于接收超聲探頭發(fā)射出的脈沖的回波信號；
[0099]計算模塊，用于分別計算回波接收模塊中接收到的回波信號的線性成分和非線性 成分的幅度信息，并利用非線性成分與線性成分的幅度信息，生成一非線性參量;所述非線 性參量為非線性成分的幅度信息的遞增函數(shù)，且為線性成分的幅度信息的遞減函數(shù)；
[0100]圖像處理模塊，用于將計算模塊生產(chǎn)的非線性參量進(jìn)行成像處理。
[0101]本發(fā)明結(jié)合不同組織和(毛細(xì))血管在造影灌注過程中的不同表現(xiàn)，提出了一種新 的造影成像方法，即在非線性基波檢測技術(shù)的基礎(chǔ)上，直接利用回波的線性成分本身抑制 造影圖像的組織殘留，尤其是血管分布較少的強(qiáng)反射組織的殘留，同時不影響其余區(qū)域的 造影表現(xiàn)。本發(fā)明的特點是同時利用回波的線性成分和非線性成分的幅度信息，生成非線 性參量，對此參量進(jìn)行處理后成像，可有效抑制組織殘留、增加造影劑信號動態(tài)范圍，從而 提升造影圖像的CTR和對比分辨率。
[0102]最后應(yīng)說明的是：以上實施例僅用以說明本發(fā)明的技術(shù)方案，而非對其限制;盡管 參照前述實施例對本發(fā)明進(jìn)行了詳細(xì)的說明，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解:其依然可 以對前述實施例所記載的技術(shù)方案進(jìn)行修改，或者對其中部分技術(shù)特征進(jìn)行等同替換;而 這些修改或者替換，并不使相應(yīng)技術(shù)方案的本質(zhì)脫離本發(fā)明各實施例技術(shù)方案的精神和范 圍。
【主權(quán)項】
1. 一種超聲造影成像方法，其特征在于，包括： 51、 發(fā)射多個脈沖波形序列，并獲取各脈沖的回波信號； 52、 對各脈沖的回波進(jìn)行處理，提取回波的非線性成分，并獲取非線性成分的幅度信 息； 53、 選擇任何一個或多個脈沖的回波進(jìn)行處理，提取回波的線性成分，并獲取線性成分 的幅度信息； 54、 利用非線性成分與線性成分的幅度信息，生成一非線性參量;所述非線性參量為非 線性成分的幅度信息的遞增函數(shù)，且為線性成分的幅度信息的遞減函數(shù)； 55、 將非線性參量進(jìn)行成像處理。2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲造影成像方法，其特征在于，在S1中，所述多個脈沖具有 不同的幅度權(quán)重。3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲造影成像方法，其特征在于，所述非線性成分為回波的非 線性基波或二次諧波。4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲造影成像方法，其特征在于，所述非線性成分為回波的非 線性基波與二次諧波之和。5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲造影成像方法，其特征在于，所述線性成分為回波的線性 基波。6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的超聲造影成像方法，其特征在于，所述線性基波為S1中其中一 個脈沖的回波信號，或者為將多個脈沖的回波按照一權(quán)重系數(shù)組合后的信號。7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲造影成像方法，其特征在于，在S4中，還包括對非線性參 量進(jìn)行對數(shù)壓縮處理。8. -種使用權(quán)利要求1至7任一所述的方法進(jìn)行超聲造影成像的裝置，其特征在于，包 括： 超聲探頭，用于發(fā)射不同幅度權(quán)重的脈沖波形序列； 回波接收模塊，用于接收超聲探頭發(fā)射出的脈沖的回波信號； 計算模塊，用于分別計算回波接收模塊中接收到的回波信號的線性成分和非線性成分 的幅度信息，并利用非線性成分與線性成分的幅度信息，生成一非線性參量;所述非線性參 量為非線性成分的幅度信息的遞增函數(shù)，且為線性成分的幅度信息的遞減函數(shù)； 圖像處理模塊，用于將計算模塊生產(chǎn)的非線性參量進(jìn)行成像處理。
【文檔編號】A61B8/00GK106061396SQ201580007455
【公開日】2016年10月26日
【申請日】2015年4月8日
【發(fā)明人】桑茂棟, 儲霞, 冒祖華
【申請人】深圳邁瑞生物醫(yī)療電子股份有限公司