專利名稱：組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的超聲診斷設(shè)備及其波束合成方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及醫(yī)用超聲診斷設(shè)備領(lǐng)域，具體的說是一種組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的 超聲診斷設(shè)備及其波束合成方法。
背景技術(shù)：
超聲波回波成像技術(shù)目前已經(jīng)被廣泛應(yīng)用于軍事、醫(yī)療等領(lǐng)域，通過向目 標(biāo)區(qū)域發(fā)射超聲波，然后使用接收裝置接收反射回來的回波信號(hào)，并通過信號(hào) 處理技術(shù)和圖像處理技術(shù)，抑制回波信號(hào)中的無用部分，最終形成目標(biāo)區(qū)域的 圖像。
在跟我們每個(gè)人的日常生活息息相關(guān)的醫(yī)療領(lǐng)域，超聲波回波成像技術(shù)更
是獲得了長(zhǎng)足的發(fā)展，目前各種醫(yī)用超聲診斷設(shè)備如B超等已經(jīng)廣泛應(yīng)用于各 個(gè)醫(yī)院的臨床診斷中，除了傳統(tǒng)的黑白超可以觀察病人的內(nèi)部組織和器官的解 剖結(jié)構(gòu)外，彩超通過使用多普勒效應(yīng)可以對(duì)血管內(nèi)的血流成像，大大提高了超 聲診斷設(shè)備的臨床應(yīng)用范圍。
但是在目前的醫(yī)用超聲診斷設(shè)備中，對(duì)于超聲波在人體組織中的傳播速度 (以下簡(jiǎn)稱為組織聲速)都是假定為一個(gè)常量1540米/秒，這樣一方面大大地 簡(jiǎn)化了超聲診斷設(shè)備的軟硬件設(shè)計(jì)，因?yàn)槌暡ㄔ谌梭w組織中的傳播是一個(gè)非 常復(fù)雜的過程，牽涉到聲波的吸收、反射、折射、衍射等現(xiàn)象，不同的人體組 織跟超聲波交互還有不同的特性，因此使得精確的確定組織聲速變得非常困難， 必須作出簡(jiǎn)化的假設(shè)，才能在目前的軟硬件中實(shí)現(xiàn)可用的超聲診斷設(shè)備；但是 另外一方面這樣也造成了超聲成像質(zhì)量的下降，以及在所成圖像上面測(cè)量距離、 面積的誤差比較大，因?yàn)槟壳俺晥D像的距離測(cè)量都是基于"距離=速度><時(shí)間" 這一公式來進(jìn)行的，如果速度不準(zhǔn)確的話，那么測(cè)量出來的距離也相應(yīng)地是不 準(zhǔn)確的，更不用提面積了。因此提供一種設(shè)備和方法，能夠讓組織聲速更匹配 實(shí)際的組織聲速，從而提高超聲成像質(zhì)量和測(cè)量結(jié)果的精度，是非常有意義的。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是克服現(xiàn)有技術(shù)中存在的不足，提供一種組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào) 的超聲診斷設(shè)備及其波束合成方法，使用可變的組織聲速來成像，盡量減少因 為對(duì)組織聲速的簡(jiǎn)化假設(shè)而導(dǎo)致的對(duì)成像的不利影響，使得超聲診斷設(shè)備所用 的組織聲速更接近實(shí)際的組織聲速，從而提高超聲成像的質(zhì)量和降低測(cè)量結(jié)果
的誤差。
按照本發(fā)明提供的技術(shù)方案，所述組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的超聲診斷設(shè)備，包 括換能器、發(fā)射電路、接收電路、波束合成模塊、信號(hào)處理與圖像形成模塊、 顯示器、控制器、鍵盤、預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器，所述控制器分別連接接收電路、波束 合成模塊、信號(hào)處理與圖像形成模塊、顯示器、輸入設(shè)備、預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器、換 能器，并通過發(fā)射電路連接換能器；所述接收電路、波束合成模塊、信號(hào)處理
4與圖像形成模塊和顯示器一次連接；其特征是所述波束合成模塊使用可變組 織聲速和精確的計(jì)算模型進(jìn)行波束合成計(jì)算；所述預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器中包括組織聲 速成像參數(shù)，對(duì)于每個(gè)典型的檢查部位，此成像參數(shù)都提供一個(gè)最匹配該部位 的組織聲速。
所述控制器根據(jù)醫(yī)生選擇的檢查部位，自動(dòng)從預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器的組織聲速參 數(shù)中選擇一個(gè)最匹配的組織聲速，并傳輸給波束合成模塊進(jìn)行波束合成計(jì)算。
所述控制器接收醫(yī)生通過輸入設(shè)備調(diào)節(jié)后的組織聲速值，并傳輸給波束合 成模塊，使其實(shí)時(shí)計(jì)算并成像反饋給醫(yī)生；醫(yī)生對(duì)圖像質(zhì)量滿意后，將此時(shí)的 組織聲速取值保存并和當(dāng)前的檢查部位關(guān)聯(lián)，供以后調(diào)用。
一種組織聲速可調(diào)的波束合成方法，其計(jì)算波束合成信號(hào)的步驟如下
步驟l:采用M個(gè)焦點(diǎn)進(jìn)行波束發(fā)射聚焦，M個(gè)焦點(diǎn)的聚焦深度分別為/i， /2， ...， /M， M個(gè)焦點(diǎn)的聚焦區(qū)域深度分別為D^， DF2，…，Z)FM，其計(jì)算公 式為
"尸,=2上(^)2j = 1，2，…,M
其中c為控制器所傳來的組織聲速，《為發(fā)射電路發(fā)射脈沖的中心頻率，"為發(fā)
射孔徑大小，為換能器的已知參數(shù)；
步驟2:計(jì)算第/個(gè)基元的延時(shí)時(shí)間
<formula>formula see original document page 5</formula>其中，；c,為第Z個(gè)基元的;c坐標(biāo)，為換能器的已知參數(shù)；
波束的掃描深度為D，沿著一條波束采樣點(diǎn)數(shù)為FiV，這些是系統(tǒng)己知參數(shù)； 第個(gè)采樣點(diǎn)距離波束原點(diǎn)的距離為《=&"/FA^ = 1,2，...，iW ;
波束與乂軸正向夾角為^ .
步驟3:使用三次樣條插k算法計(jì)算接收電路第/個(gè)通道在第y次聚焦發(fā)射
后接收到的信號(hào)在時(shí)間f,處的采樣值/,，,a)。
步驟4:計(jì)算第y次聚焦發(fā)射時(shí)波束/t上第S個(gè)采樣點(diǎn)位置的輸出信號(hào) <formula>formula see original document page 5</formula>其中W是^統(tǒng)的通道數(shù)，是已知參數(shù)，L(O是接收電路第f個(gè)通道在第/
次聚焦發(fā)射后接收到的信號(hào)在時(shí)間^處的采樣值，由步驟3計(jì)算得到，ff,是加權(quán) 系數(shù)，=0.5-0.5cos(2tt(z-l)/(JV-l)),i=l，2,...，W ;
步驟5:對(duì)M個(gè)發(fā)射焦點(diǎn)形成的信號(hào)進(jìn)行拼接，拼接后的波束yfc上第s個(gè)采 樣點(diǎn)位置的輸出信號(hào)計(jì)算公式為<formula>formula see original document page 5</formula>
其中 ;是^p權(quán)系數(shù)，'「1，當(dāng)《《/, + Z)F,/2時(shí) y 一 乂 j y _/
y 一lo，當(dāng)《 > 力+￡)尸;/2時(shí)
步驟6:利用雙重循環(huán)，計(jì)算所有滿足l《"，，l^"餅的a(《)，即得到 一幀圖像信號(hào)，輸出給后續(xù)的信號(hào)處理和圖像形成模塊處理；其中萬iV為形成一 幀圖像所需掃描的波束條數(shù)，為系統(tǒng)己知參數(shù)。
所述三次樣條插值算法為
計(jì)算整數(shù)"-int".S。，其中int為舍去取整操作符，SF為接收電路模數(shù)轉(zhuǎn) 換器的采樣頻率，為系統(tǒng)已知參數(shù)；
計(jì)算跟f,最鄰近的四個(gè)整數(shù)采樣點(diǎn)處的時(shí)間坐標(biāo)"，/,.+1， ^ : ^="/ 。_2 = (" -1) / (+1 = (" +1) / S/^+2 = (" + 2) / S尸；
使用三次樣條插值算法計(jì)算 ，=/,,,_2)/( -1 —,, , + ,
+ Ww)/(" +1 -( .S" + +2)/(" + 2-C 其中函數(shù)/0O為一個(gè)三次樣條多項(xiàng)式，其定義為
本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)是由于使用了可變的組織聲速進(jìn)行超聲成像和測(cè)量，因此 可以根據(jù)當(dāng)前待檢査的部位來匹配一個(gè)最佳的組織聲速進(jìn)行成像和測(cè)量，從而 提高了圖像的質(zhì)量和測(cè)量的精度，另外在操作上也跟傳統(tǒng)的超聲診斷設(shè)備相兼 容。另外，本發(fā)明還允許醫(yī)生根據(jù)自己的經(jīng)驗(yàn)進(jìn)一步去細(xì)化調(diào)節(jié)組織聲速，系 統(tǒng)實(shí)時(shí)用新的組織聲速進(jìn)行波束合成并成像，給醫(yī)生提供視覺反饋，從而讓醫(yī) 生調(diào)節(jié)得到最合適的組織聲速。
圖1是組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的超聲診斷設(shè)備的系統(tǒng)組成框圖。 圖2是組織聲速參數(shù)在常見的組織中的取值表。 圖3是波束合成中發(fā)射聚焦區(qū)域示意圖。 圖4是波束合成計(jì)算的示意圖。 圖5是波束合成中對(duì)通道信號(hào)插值的示意圖。
具體實(shí)施例方式
下面結(jié)合附圖和實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步說明。
如圖1所示的超聲診斷設(shè)備的系統(tǒng)組成，其中大部分模塊均為傳統(tǒng)的超聲 診斷設(shè)備的標(biāo)準(zhǔn)配置，本發(fā)明所改進(jìn)的是其中的波束合成模塊和預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器， 使得傳統(tǒng)的固定的組織聲速可以通過預(yù)設(shè)值自動(dòng)調(diào)節(jié)或者由用戶實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)，本 發(fā)明可以在傳統(tǒng)的超聲診斷設(shè)備上作很少的改動(dòng)即可實(shí)施。圖中所示換能器(也 叫探頭)是超聲波的發(fā)射和接收裝置， 一般由壓電材料做成，可以將電能轉(zhuǎn)換 為聲能，也可以反過來轉(zhuǎn)換。為了更好地控制換能器所產(chǎn)生的聲場(chǎng)，目前的換


能器都是由一個(gè)一個(gè)小的基元12所組成，在空間中排列成一定的幾何形狀，根 據(jù)幾何形狀的不同，可以分為線陣和凸陣。很多個(gè)基元可以協(xié)同工作，同時(shí)協(xié) 同工作的基元的個(gè)數(shù)叫做通道數(shù)，比如一個(gè)線陣探頭有128個(gè)基元，如果同時(shí) 有64個(gè)基元在協(xié)同工作，那么這個(gè)探頭的通道數(shù)是64， 一般情況下通道數(shù)S基 元數(shù)。對(duì)于上述例子，探頭在工作時(shí)并不是所有的基元都激活的，而是選擇相 鄰的64個(gè)基元，通過控制每個(gè)基元信號(hào)的延時(shí)，可以控制這64個(gè)基元所發(fā)射 聲場(chǎng)的形狀和焦點(diǎn)，從而形成一個(gè)比較理想的波束，再選擇下一個(gè)合適的64基 元，可以得到一系列不同位置的波束，從而形成二維的圖像。對(duì)于相控陣，通 道數(shù)可以和基元數(shù)相等，通過對(duì)每個(gè)基元信號(hào)的延時(shí)，可以控制波束的方向和 焦點(diǎn)，通過不停地偏轉(zhuǎn)波束的方向，從而得到一系列不同方向的波束，形成二 維的圖像；發(fā)射電路在控制器的協(xié)調(diào)之下，向換能器的每個(gè)激活基元發(fā)送經(jīng)過 適當(dāng)延時(shí)的電信號(hào)，由換能器轉(zhuǎn)換為超聲波發(fā)射出去；接收電路負(fù)責(zé)接收換能 器傳過來的回聲信號(hào)(已由換能器轉(zhuǎn)換為電信號(hào))，并進(jìn)行放大、模數(shù)變換等 處理，對(duì)于換能器中每個(gè)激活的基元，都要有單獨(dú)的一路接收電路對(duì)其進(jìn)行處 理，因此所需要的接收電路的路數(shù)等于通道數(shù)；波束合成對(duì)接收電路數(shù)模轉(zhuǎn)換 后的不同通道的回聲信號(hào)分別進(jìn)行延時(shí)計(jì)算、動(dòng)態(tài)聚焦、動(dòng)態(tài)孔徑、插值等處 理，并最終將其合成為一路信號(hào)，因?yàn)橐瑫r(shí)對(duì)多路信號(hào)進(jìn)行處理，要求有很 高的數(shù)據(jù)吞吐量和計(jì)算能力，因此波束合成往往要用專用的硬件來實(shí)現(xiàn)，也可 以用DSP或者FPGA來實(shí)現(xiàn)。傳統(tǒng)的超聲診斷設(shè)備為了滿足信號(hào)實(shí)時(shí)處理的要 求，在波束合成模塊都用了固定的組織聲速以及簡(jiǎn)化的計(jì)算模型和方法，因此 對(duì)最終成像質(zhì)量有著很大的影響。本發(fā)明中提出的波束合成方法，使用可變的 組織聲速，并且采用了精確的計(jì)算模型，后面會(huì)結(jié)合圖3和圖4作出詳細(xì)的說 明；信號(hào)處理和圖像形成模塊對(duì)波束合成后的信號(hào)進(jìn)行噪聲抑制、包絡(luò)檢波、 對(duì)數(shù)壓縮、數(shù)字掃描變換等處理，最后形成易于顯示的圖像；顯示器可以為普 通的CRT顯示器或者液晶顯示器等，負(fù)責(zé)對(duì)圖像進(jìn)行顯示以及一些用戶界面的 顯示；控制器負(fù)責(zé)對(duì)所有的其它部分進(jìn)行控制和協(xié)調(diào)，它可以是一個(gè)電路，也 可以是一個(gè)嵌入式設(shè)備或者一臺(tái)微機(jī)，目前大部分?jǐn)?shù)字超聲診斷設(shè)備的控制器 都是帶有操作系統(tǒng)的嵌入式設(shè)備或者微機(jī)；輸入設(shè)備是控制器的前端，比如鍵 盤，給用戶一種便利的手段來與控制器交互，目前大部分的超聲診斷設(shè)備的鍵 盤上都有軌跡球，用來實(shí)現(xiàn)與鼠標(biāo)等價(jià)的功能，方便用戶的使用；預(yù)設(shè)值存儲(chǔ) 器主要用來存儲(chǔ)預(yù)設(shè)值的各個(gè)參數(shù)的取值，目前的超聲診斷設(shè)備上大都提供了 預(yù)設(shè)值對(duì)各種成像參數(shù)進(jìn)行設(shè)置， 一般對(duì)每個(gè)檢査部位(組織或者器官)都提 供了一套或者多套缺省的預(yù)設(shè)值，當(dāng)醫(yī)生使用設(shè)備對(duì)病人進(jìn)行檢査時(shí)， 一般都 已經(jīng)知道要檢査病人的哪個(gè)部位，因此只需選擇感興趣的檢查部位，跟這個(gè)檢 查部位相對(duì)應(yīng)的預(yù)設(shè)值的各個(gè)參數(shù)的取值會(huì)自動(dòng)生效，但是傳統(tǒng)的超聲診斷設(shè) 備中往往沒有組織聲速這個(gè)預(yù)設(shè)值參數(shù)，其波束合成模塊只是假設(shè)一個(gè)恒定的 組織聲速進(jìn)行成像，因此不允許用戶調(diào)節(jié)。
本發(fā)明在預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器中加入"組織聲速"成像參數(shù)，對(duì)于每個(gè)典型的檢查部 位，此成像參數(shù)都根據(jù)實(shí)驗(yàn)測(cè)定而確定一個(gè)缺省值，如附圖2所示。對(duì)于一次檢查，其流程為醫(yī)生首先根據(jù)病人的檢查單確定病人要檢查的部位，然后從 用戶界面上選擇這個(gè)檢査部位開始進(jìn)行超聲檢查，系統(tǒng)會(huì)自動(dòng)根據(jù)醫(yī)生選擇的 檢查部位從附圖2所示的表格中選擇一個(gè)最匹配的組織聲速，并通過控制器將 其傳輸給波束合成模塊，波束合成模塊調(diào)整自己的計(jì)算方法，使用新的組織聲 速成像；當(dāng)醫(yī)生覺得缺省的組織聲速成像質(zhì)量并不滿意，可以通過用戶界面和 輸入設(shè)備，在缺省值的基礎(chǔ)上根據(jù)自己的經(jīng)驗(yàn)進(jìn)一步細(xì)調(diào)組織聲速的取值，控 制器實(shí)時(shí)將醫(yī)生調(diào)節(jié)后的組織聲速值傳送給波束合成模塊并使其實(shí)時(shí)成像，反 饋給醫(yī)生，以便讓醫(yī)生決定圖像質(zhì)量是否達(dá)到自己的要求，如果醫(yī)生得到比較 滿意的圖像，他可以將此時(shí)的組織聲速取值保存下來并和當(dāng)前的檢査部位產(chǎn)生 關(guān)聯(lián)，可以供以后調(diào)用；另外，如果醫(yī)生希望還使用傳統(tǒng)的組織聲速和波束合 成方法來成像，以便兼容其它機(jī)器或者自己傳統(tǒng)的使用經(jīng)驗(yàn)，系統(tǒng)提供了一個(gè) 設(shè)置，可以允許醫(yī)生通過用戶界面關(guān)閉組織聲速調(diào)節(jié)功能。
波束合成模塊在接收到控制器發(fā)送來的組織聲速后，要分別改變其發(fā)射延 時(shí)和接收延時(shí)的計(jì)算方法。圖3給出了波束合成中發(fā)射聚焦區(qū)域的示意圖，假 設(shè)形成一幀圖像需要BN個(gè)波束，每條波束的掃描深度為D，則波束1-波束BN 形成了一個(gè)扇形區(qū)域(這里以相控陣為例，其它情況可類似推導(dǎo))，也即成像 區(qū)域，其原點(diǎn)為O。假設(shè)系統(tǒng)的通道數(shù)為N，對(duì)于每條波束都需要有N個(gè)基元 同時(shí)工作才能形成比較理想的波束形狀，另外，N個(gè)基元一次發(fā)射只能形成一 個(gè)聚焦區(qū)域，波束的形狀只是在聚焦區(qū)域內(nèi)比較理想，而在聚焦區(qū)域外面就無 法保證。為了使得在整個(gè)波束的深度D內(nèi)都有比較好的波束形狀，往往采用多 焦點(diǎn)發(fā)射的方法，比如圖3中在中心波束BN/2上給出了M個(gè)焦點(diǎn)，其中&，f2，...， fM分別是M個(gè)焦點(diǎn)的聚焦深度，也即每個(gè)焦點(diǎn)距離原點(diǎn)0的距離，DFpDF2，...， DFm分別是M個(gè)焦點(diǎn)的聚焦區(qū)域深度，在這個(gè)深度范圍內(nèi)，波束的寬度近似保 持不變，因此有比較好的聚焦效果。聚焦區(qū)域深度的計(jì)算公式為
其中c為組織聲速，《為發(fā)射電路發(fā)射脈沖的中心頻率，。為N個(gè)基元的發(fā)射孔
徑大小，為探頭的已知參數(shù)，D巧是關(guān)于/;.對(duì)稱的。對(duì)于第一個(gè)焦點(diǎn)，在接收時(shí)
只選擇扇形區(qū)域OPQ作為接收區(qū)域，其半徑為/,+D《/2;對(duì)于第2個(gè)焦點(diǎn)，在 接收時(shí)只選擇扇形區(qū)域PQRS作為接收區(qū)域，其內(nèi)徑為/1+"巧/2，外徑為 /2+DF2/2;對(duì)于剩下的焦點(diǎn)，依次類推，最終將每個(gè)焦點(diǎn)的接收區(qū)域再拼接成
一個(gè)完整的成像區(qū)域。
在接收時(shí)，除了要對(duì)多個(gè)發(fā)射焦點(diǎn)形成的信號(hào)進(jìn)行拼接外，對(duì)于其中的每
個(gè)發(fā)射焦點(diǎn)，還要對(duì)每個(gè)通道接收到的信號(hào)進(jìn)行合適的延時(shí)和加權(quán)拼接。附圖4 給出了波束合成模塊中接收部分的延時(shí)計(jì)算的示意圖，N個(gè)基元沿著x軸排列 成一條線，原點(diǎn)O在N個(gè)基元的中心位置，對(duì)于其它幾何形狀的排列，計(jì)算方 法是相似的。對(duì)于任意一條波束W^^^^iV，假設(shè)其跟x軸正向夾角為^，在接 收時(shí)沿著波束A等間距采樣FN個(gè)采樣點(diǎn)。每個(gè)采樣點(diǎn)處的信號(hào)都要依賴于N個(gè)對(duì)于第/次聚焦發(fā)射(B_7、M)，假設(shè)發(fā)射焦點(diǎn)為B，波束it上第s個(gè)采樣 點(diǎn)(H"iW)的位置為C，對(duì)于第/個(gè)基元，從其發(fā)射到發(fā)射焦點(diǎn)B，再傳播 至接收采樣點(diǎn)C，最后反射回基元z'所在位置A總共需要的時(shí)間記為/,，其計(jì)算 公式為-
其中c為組織聲速。
在圖4中，—| = x,，即第i個(gè)基元的x坐標(biāo)，為探頭已知參數(shù)，|0￡| =力， 即第j個(gè)發(fā)射焦點(diǎn)的聚焦深度，|OC| =《，即第s個(gè)采樣點(diǎn)離原點(diǎn)O的距離，其 計(jì)算公式為《-5.D/FA^-l，2，…,7W。由這些條件可以計(jì)算出
= V|04|2 +1,2 — | cosO - 0) = ^2+//+2;c,/;cos(^)
|C4| = Jo4|2 + |OC|2 - 2|04||<3C| cos(;r - 。 = ^,2 +《2 + 2《cos(P) |5C| = ||0Ci —|OB|| = |《—/,.| 代入式(1)，可以計(jì)算得到
,,=(V、2 + // + 2、, cos(e) + V^2 +《2 + 2x,《cos(60 + 4 — ,)/c (2) 對(duì)所有N個(gè)通道接收的信號(hào)進(jìn)行延時(shí)、加權(quán)、相加，可以得到第y次聚焦
發(fā)射時(shí)波束^上第S個(gè)采樣點(diǎn)位置的輸出信號(hào)為
其中/,")'4第i個(gè)通道在第j次聚焦發(fā)射后接收到的信號(hào)在時(shí)間^處的采樣
值，^是加權(quán)系數(shù)， 一般定義為漢寧窗函數(shù) ^ = 0.5-0.5cos(2 r(/ ——1)),/ = 1,2"..,W
前面已經(jīng)講過，為了得到更好的成像質(zhì)量，尚需對(duì)多個(gè)發(fā)射焦點(diǎn)形成的信 號(hào)進(jìn)行拼接，這里使用加權(quán)相加的方法進(jìn)行拼接，拼接后的波束/t上第s個(gè)采樣 點(diǎn)位置的輸出信號(hào)為
其中r,是^B權(quán)系數(shù)，"計(jì)'i公式為
—丁l,當(dāng)《《,+Z^/2時(shí)
波束合成模塊使用式(3)計(jì)算所有滿足1"《，,1《B，的CM《)，即得 到一幀圖像信號(hào)，交給后續(xù)的信號(hào)處理和圖像形成模塊繼續(xù)處理。
在獲取/,,")時(shí)，由于每個(gè)通道接收到的信號(hào)都是經(jīng)過模數(shù)轉(zhuǎn)換的，模數(shù)轉(zhuǎn)換器有設(shè)定好的采樣頻率SF，因此接收到的信號(hào)只在離散的時(shí)間點(diǎn)/-"("是 大于等于0的整數(shù))上有定義。由于本發(fā)明使用式(2)精確地計(jì)算。因此得 到的/,是一個(gè)連續(xù)的實(shí)數(shù)值，在大部分情況下都無法落到離散的時(shí)間點(diǎn)&.w上。 傳統(tǒng)的波束合成因?yàn)榧僭O(shè)一個(gè)固定不變的組織聲速，并且使用一些簡(jiǎn)化的公式 計(jì)算^，因此大部分計(jì)算都可以預(yù)先計(jì)算好并存儲(chǔ)在一個(gè)查找表中，運(yùn)行的時(shí)候 只是查表并把/,量化成X,的整數(shù)倍，這樣雖然可以大大提高計(jì)算速度，簡(jiǎn)化波 束合成的實(shí)現(xiàn)難度和對(duì)計(jì)算資源的需求，從而降低波束合成模塊的成本，但是 同時(shí)也使得計(jì)算精度下降，組織聲速的實(shí)時(shí)調(diào)整也變得很困難。
在本發(fā)明中，使用精確的三次樣條插值去計(jì)算乙《)的值。首先計(jì)算 "=intft.S。，其中int為舍去取整操作符，接下來分別計(jì)算 ,="/SF,(—2 =("-=(" + 1)/5尸，《2 =(" + 2)/SF 。如附圖5， ,w,^,f,+乂,+2是與 ^最鄰近的四個(gè)時(shí)間點(diǎn)，并且它們正好位于離散采樣點(diǎn)上，因此其信號(hào)值可以直 接從模數(shù)轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)獲取。使用三次樣條插值算法，可以計(jì)算得到^點(diǎn)處的信 號(hào)值為
- H , + /, "-,, , (4)
其中函數(shù)/(x)為一個(gè)三次樣條多項(xiàng)式，其定義為
通過式(4)計(jì)算得到的/,,#,)，精度更高，同時(shí)也兼起低通濾波器的功能， 有濾除模數(shù)轉(zhuǎn)換器噪聲的作用，使得成像質(zhì)量更高。
權(quán)利要求
1、一種組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的超聲診斷設(shè)備，包括換能器、發(fā)射電路、接收電路、波束合成模塊、信號(hào)處理與圖像形成模塊、顯示器、控制器、鍵盤、預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器，所述控制器分別連接接收電路、波束合成模塊、信號(hào)處理與圖像形成模塊、顯示器、輸入設(shè)備、預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器、換能器，并通過發(fā)射電路連接換能器；所述接收電路、波束合成模塊、信號(hào)處理與圖像形成模塊和顯示器一次連接；其特征是所述波束合成模塊使用可變組織聲速和精確的計(jì)算模型進(jìn)行波束合成計(jì)算；所述預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器中包括組織聲速成像參數(shù)，對(duì)于每個(gè)典型的檢查部位，此成像參數(shù)都提供一個(gè)最匹配該部位的組織聲速。
2、 如權(quán)利要求1所述的一種組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的超聲診斷設(shè)備，其特征是 所述控制器根據(jù)醫(yī)生選擇的檢査部位，自動(dòng)從預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器的組織聲速參數(shù)中 選擇一個(gè)最匹配的組織聲速，并傳輸給波束合成模塊進(jìn)行波束合成計(jì)算。
3、 如權(quán)利要求1所述的一種組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的超聲診斷設(shè)備，其特征是 所述控制器接收醫(yī)生通過輸入設(shè)備調(diào)節(jié)后的組織聲速值，并傳輸給波束合成模 塊，使其實(shí)時(shí)計(jì)算并成像反饋給醫(yī)生；醫(yī)生對(duì)圖像質(zhì)量滿意后，將此時(shí)的組織 聲速取值保存并和當(dāng)前的檢查部位關(guān)聯(lián)，供以后調(diào)用。
4、 一種組織聲速可調(diào)的波束合成方法，其特征在于，計(jì)算波束合成信號(hào)的 步驟如下步驟l:采用M個(gè)焦點(diǎn)進(jìn)行波束發(fā)射聚焦，M個(gè)焦點(diǎn)的聚焦深度分別為/i， /2， ...， /M， M個(gè)焦點(diǎn)的聚焦區(qū)域深度分別為D巧，Z)F2， ...， DFM，其計(jì)算公 式為-Z)^2貴(，，風(fēng)2,…,M其中c為控制i所傳來的組織聲速，巧為發(fā)射電路發(fā)射脈沖的中心頻率，a為發(fā)射孔徑大小，為換能器的已知參數(shù)；步驟2:計(jì)算第z'個(gè)基元的延時(shí)時(shí)間= (^jc,2 + // + 2、力cos(61) + ^jc,2 +《2 + 2x;《cos((9) +《-/》/ c 其中，x,.為第z'個(gè)基元的x坐標(biāo)，為換能器的已知參數(shù)；波束的掃描深度為D，沿著一條波束采樣點(diǎn)數(shù)為FW，這些是系統(tǒng)已知參數(shù); 第S個(gè)采樣點(diǎn)距離波束原點(diǎn)的距離為《wD/iW,^1，2,...,，；M貞4 jc車由IE向*角為^ 步驟3:使用三次樣條插k算法計(jì)算接收電路第/個(gè)通道在第J'次聚焦發(fā)射 后接收到的信號(hào)在時(shí)間f,處的采樣值/,，,(/,)。步驟4:計(jì)算第j次聚焦發(fā)射時(shí)波束t上第S個(gè)采樣點(diǎn)位置的輸出信號(hào)其中iV是系統(tǒng)的通道數(shù)，是已知參數(shù)，/,，^,)是接收電路第z'個(gè)通道在第) 次聚焦發(fā)射后接收到的信號(hào)在時(shí)間/,處的采樣值，由步驟3計(jì)算得到，『,是加權(quán) 系數(shù)，『,=0.5 —0.5cos(2丌0'-l)/(W-1)),/ = 1U;步驟5:對(duì)M個(gè)發(fā)射焦點(diǎn)形成的信號(hào)進(jìn)行拼接，拼接后的波束yt上第s個(gè)采 樣點(diǎn)位置的輸出信號(hào)計(jì)算公式為其中7;是加權(quán)系數(shù)，「1，當(dāng)《S /,+Z)F,/2時(shí);"lo，當(dāng)《〉y;. + D巧/2時(shí)步驟6:利用雙重循環(huán)，計(jì)算所有滿足1《"FW"麗的^(《)，即得到 一幀圖像信號(hào)，輸出給后續(xù)的信號(hào)處理和圖像形成模塊處理；其中S7V為形成一 幀圖像所需掃描的波束條數(shù)，為系統(tǒng)已知參數(shù)。
5、如權(quán)利要求4所述的組織聲速可調(diào)的波束合成方法，其特征在于所述三次樣條插值算法為計(jì)算整數(shù)w^nt".S。，其中int為舍去取整操作符，SF為接收電路模數(shù)轉(zhuǎn)換器的采樣頻率，為系統(tǒng)已知參數(shù)；計(jì)算跟^最鄰近的四個(gè)整數(shù)采樣點(diǎn)處的時(shí)間坐標(biāo)^， "， l，(+2 : ,=2 = (" -l，，d = (" +1)，,/,+2 = (" + 2)/5F ;使用三次樣條插值算法計(jì)算 <formula>formula see original document page 3</formula>其中函數(shù)/(x)為一個(gè)三次樣條多項(xiàng)式，其定義為
全文摘要
本發(fā)明公開了一種組織聲速實(shí)時(shí)可調(diào)的超聲診斷設(shè)備及其波束合成方法，涉及醫(yī)用超聲診斷設(shè)備技術(shù)領(lǐng)域。該設(shè)備使用可變的組織聲速來進(jìn)行精確的波束合成計(jì)算，通過和預(yù)設(shè)值存儲(chǔ)器的結(jié)合，可以使得醫(yī)生通過選擇檢查部位而自動(dòng)加載最匹配的組織聲速成像，也可以允許組織聲速的實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)并成像。本發(fā)明改變了傳統(tǒng)的波束合成方法，使得超聲診斷設(shè)備成像質(zhì)量更高，減小了因使用固定的組織聲速而引起的成像誤差，同時(shí)也提高了測(cè)量結(jié)果的精度。
文檔編號(hào)A61B8/00GK101664321SQ20091018276
公開日2010年3月10日 申請(qǐng)日期2009年9月7日 優(yōu)先權(quán)日2009年9月7日
發(fā)明者莫善玨, 趙明昌 申請(qǐng)人:無錫祥生科技有限公司