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基于動態(tài)孔徑控制的超聲剪切波彈性成像方法

文檔序號:9478617閱讀:719來源:國知局
基于動態(tài)孔徑控制的超聲剪切波彈性成像方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及超聲彈性成像技術(shù)領(lǐng)域,具體涉及一種基于動態(tài)孔徑控制的超聲剪切 波彈性成像方法。
【背景技術(shù)】
[0002] 超聲彈性成像是一種以檢測生物組織彈性信息為目的的新興技術(shù),其成像原理 是,利用聚焦超聲產(chǎn)生的聲福射力(acoustic radiation force, ARF)激勵生物組織,根據(jù) 聲輻射力施加前后該組織的形變差求解彈性系數(shù),進而彈性成像。根據(jù)聲輻射力的施加方 式,超聲彈性成像可分為三類:準(zhǔn)靜態(tài)法,例如診斷超聲中的聲流法(Acoustic Streaming in Diagnostic Ultrasound, ASIDU);瞬態(tài)法,例如聲福射力脈沖成像(Acoustic Radiation Force Impulse Imaging, ARFII)、剪切波彈性成像(Shear Wave Elasticity Imaging, SWEI)、超聲剪切成像(Supersonic Shear Imaging, SSI);諧波法,例如振動聲成 像(Vibro-Acoustography)、簡諧運動成像(Harmonic Motion Imaging, ΗΜΙ) 〇
[0003] 其中,剪切波彈性成像通過檢測由聲輻射力激勵生物組織產(chǎn)生的剪切波的傳播速 度,反演出剪切模量,再據(jù)此彈性成像。由于只需要聚焦超聲單點激勵,所以成像過程受外 部及生物組織內(nèi)部環(huán)境影響較小,且安全可靠,收到廣大臨床醫(yī)護和科研人員的高度重視, 近些年來,無論在理論研究和臨床應(yīng)用都取得了眾多突破,成為當(dāng)前超聲彈性成像技術(shù)中 的一個研究熱點。超聲剪切波彈性成像的核心步驟是測出聚焦聲輻射力誘發(fā)的剪切波的傳 播速度,而固定孔徑下,當(dāng)聚焦深度較淺時,聚焦超聲產(chǎn)生的聲輻射力場會在焦點兩側(cè)產(chǎn)生 柵瓣,引起位移場在焦點兩側(cè)產(chǎn)生偽位移場,從而導(dǎo)致標(biāo)記質(zhì)點位移-時間曲線出現(xiàn)畸變, 且聚焦深度越淺,畸變程度越大,這樣大大降低了剪切波傳播速度測量精度。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0004] 本申請通過提供一種基于動態(tài)孔徑控制的超聲剪切波彈性成像方法,對不同的測 量深度,動態(tài)控制孔徑大小,以獲得良好的位移-時間曲線,以解決現(xiàn)有技術(shù)中淺聚焦深度 時剪切波傳播速度不準(zhǔn)確的技術(shù)問題。
[0005] 為解決上述技術(shù)問題,本申請采用以下技術(shù)方案予以實現(xiàn):
[0006] 一種基于動態(tài)孔徑控制的超聲剪切波彈性成像方法,包括以下步驟:
[0007] S1 :在不同的聚集深度z下,通過調(diào)整超聲換能器的孔徑寬度D來控制聲輻射力場 的形狀,以消除聲輻射力柵瓣,即:聚集深度z變大,超聲換能器的孔徑寬度D調(diào)大,聚集深 度z變小,超聲換能器的孔徑寬度D調(diào)??;
[0008] S2 :根據(jù)超聲換能器在孔徑寬度D時的有效聲壓PJ十算聲輻射力F ;
[0009] S3:由聲輻射力矢量與三維波動方程的格林函數(shù)卷積求得該聲輻射力引起質(zhì)點振 動的位移場;
[0010] S4 :針對每個聚焦深度,利用峰值時間法求解剪切力波的傳播速度CT;
[0011] S5:按照
計算剪切模量μ,其中P為被測生物組織密度,CT為步驟S4
所得的剪切力波的傳播速度;
[0012] S6 :根據(jù)楊氏模量E、剪切模塊μ與泊松比v三者關(guān)系式:
重構(gòu)生物組織的彈性模量并實現(xiàn)不同深度的彈性成像,其中λ 為Lame常數(shù)。
[0013] 進一步地,孔徑寬度D隨焦距f的改變而變化,且滿足
,式中,入。 為載波波長;超聲換能器的孔徑寬度
式中,N_elements為活躍物理陣元數(shù),d為相鄰兩陣元的中心間距,width為陣元寬度,kerf 為陣元間隙;通過調(diào)整活躍物理陣元數(shù)【elements的數(shù)目實現(xiàn)超聲換能器的孔徑寬度D的 調(diào)節(jié),對不同焦距f下的活躍物理陣元數(shù)【elements按照
進行動態(tài)調(diào)整,N_elements取整數(shù),且當(dāng)陣元總數(shù)為偶數(shù)時,活躍物理陣元數(shù)N_elements 取偶數(shù),當(dāng)陣元總數(shù)為奇數(shù)時,活躍物理陣元數(shù)【elements取奇數(shù)。
[0014] 動態(tài)孔徑控制即針對不同的聚焦深度,開啟相應(yīng)的活躍物理陣元數(shù)目,當(dāng)聚焦深 度較淺時,只開啟少數(shù)的中心陣元,邊緣的其他陣元則處于靜默狀態(tài),此時的孔徑寬度D較 小,隨著聚焦深度的逐漸增加,相應(yīng)的邊緣陣元也隨之開啟,增大了孔徑寬度D,從而控制聲 輻射力場的形狀,有效消除柵瓣現(xiàn)象和位移場中的偽位移,使得得到的聚焦中心側(cè)向標(biāo)記 點的位移-時間曲線更符合對剪切波傳播速度測量的要求。
[0015] 更進一步地,步驟S2中聲輻射力
i式中,α為生物組織的聲衰減系數(shù), c為超聲在生物組織中的傳播速度,I為一空間位置時間平均聲強,且
,式中, Ρ為生物組織的組織密度,ζ為生物組織的聲阻抗,匕為當(dāng)前時刻的有效聲壓。
[0016] 實施時,步驟S3中按照
求得該聲輻射力引 起質(zhì)點振動的位移場,式中,為瞬態(tài)作用力矢量
>在粘彈性介質(zhì)中引起的位移 場,1"和|為方向向量,t和τ為時間
為格林函數(shù)分量。
[0017] 更具體的,步驟S4中的峰值時間法求解剪切力波的傳播速度4的具體步驟如下:
[0018] S41 :在聚焦位置的橫向方向上,取間距相同的多個標(biāo)記點,記錄每個采樣時刻對 應(yīng)的振動位移,得到每個標(biāo)記點的振動位移時間圖;
[0019] S42 :記錄每個標(biāo)記點振動位移主峰值對應(yīng)的時刻;
[0020] S43:利用最小二乘法擬合出以各標(biāo)記點的位置信息為自變量,對應(yīng)的主峰值到達 的時刻為因變量的一條直線,該條直線的斜率的倒數(shù)即為剪切波傳播速度值。
[0021] 使用峰值時間法(Time To Peak displacement, TTP)最大特點在于求解過程中關(guān) 注的是各個點主峰值到達時刻,與峰值的具體值無關(guān),因此,利用該方法求解剪切波傳播速 度誤差較小。
[0022] 與現(xiàn)有技術(shù)相比,本申請?zhí)峁┑募夹g(shù)方案,具有的技術(shù)效果或優(yōu)點是:通過動態(tài)改 變超聲換能器孔徑的大小來控制聲輻射力場的形狀,有效消除柵瓣現(xiàn)象和位移場中的偽位 移,大大提高了淺聚焦深度的剪切波傳播速度的測量準(zhǔn)確率。
【附圖說明】
[0023] 圖1為動態(tài)孔徑控制示意圖;
[0024] 圖2為基于動態(tài)孔徑控制的聚焦超聲發(fā)射示意圖;
[0025] 圖3為聚焦超聲誘發(fā)生物組織產(chǎn)生剪切波示意圖;
[0026] 圖4為某一標(biāo)記點離焦點不同側(cè)向位置的位移-時間曲線圖;
[0027] 圖5為焦距5mm靜態(tài)孔徑控制下標(biāo)志點歸一化位移-時間曲線圖;
[0028] 圖6為焦距5mm動態(tài)孔徑控制下標(biāo)志點歸一化位移-時間曲線圖;
[0029] 圖7為焦距7mm靜態(tài)孔徑控制下標(biāo)志點歸一化位移-時間曲線圖;
[0030] 圖8為焦距7_動態(tài)孔徑控制下標(biāo)志點歸一化位移-時間曲線圖;
[0031] 圖9為焦距9mm靜態(tài)孔徑控制下標(biāo)志點歸一化位移-時間曲線圖;
[0032] 圖10為焦距9mm動態(tài)孔徑控制下標(biāo)志點歸一化位移-時間曲線圖。
【具體實施方式】
[0033] 本申請通過提供一種基于動態(tài)孔徑控制的超聲剪切波彈性成像方法,對不同的測 量深度,動態(tài)控制孔徑大小,以獲得良好的位移-時間曲線,以解決現(xiàn)有技術(shù)中淺聚焦深度 時剪切波傳播速度不準(zhǔn)確的技術(shù)問題。
[0034] 為了更好的理解上述技術(shù)方案,下面將結(jié)合說明書附圖以及具體的實施方式,對 上述技術(shù)方案進行詳細(xì)的說明。
[0035] 實施例
[0036] 一種基于動態(tài)孔徑控制的超聲剪切波彈性成像方法,包括以下步驟:
[0037] S1 :在不同的聚集深度z下,通過調(diào)整超聲換能器的孔徑寬度D來控制聲輻射力場 的形狀,以消除聲輻射力柵瓣,即:聚集深度z變大,超聲換能器的孔徑寬度D調(diào)大,聚集深 度z變小,超聲換能器的孔徑
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