[发明专利]一种新的超声医学成像方法

说明书

技术领域

本发明属于超声医学应用领域，采用类似CT超声透射法方式及其成像算法得出超声医学成像，尤其是一种新的超声医学成像方法。

背景技术

超声医学成像是四大临床成像技术之一，是医疗单位临床诊断的重要手段。传统的超声医学成像是采用反射法，即用一个超声探头，在外接激励信号下，先进行发射，接着进行接收，进行扫描断层成像，在20世纪末，用于头部和全身的X线扫描断层成像(X-CT)的问世，给医学诊断开创了具有划时代意义的新篇章，但X线对人体有损伤，需要超高电压供电。由此，一种新的超声医学成像方法便应运而生了。

发明内容

本发明的目的是针对现有超声成像技术的不足，提供一种新的超声医学成像方法。它是利用类似X-CT的测量方式和成像算法原理，进而采用超声透射法方式及其成像算法得出超声医学成像，该方法在测量使用过程中，不仅具有操作简捷，而且数字化重建出肌体断面影像有着X-CT的清晰成像效果，以及制造与使用成本低廉、并对人体无辐射。

本发明的技术方案是：一种新的超声医学成像方法，其特征是：它是基于PC平台实现的全数字化超声医学成像装置，具体装置包括同步装置、发射控制部分、超声发射换能器、超声接收换能器、阵元选通高压控制部分、接收控制放大整序部分、A/D驱动及转换部分、数字波束形成部分、DSC数据处理部分、显示单元、PC平台、电源单元等部分。所述新的超声医学成像方法它是利用超声波透射法进行超声医学成像；利用声速和声衰减等参变量，采用类似CT测量方式及其成像算法的医学成像技术；所述的测量方式是由被测体两侧处于共轴的一个超声发射器探头和一个超声接收器探头装置实现；所述的成像方法它是基于通用WINDOWS操作系统PC平台实现的全数字化超声医学成像。所述的成像算法是用代数重建法或反投影技术法来重建图像。

其中，同步装置能使共轴的发射换能器和接收换能器沿着一条直线扫描，取得切面内的投影数据，然后这对发射和接收换能器组在同一平面内旋转一个角度，再作直线扫描，取得这个视角的投影数据，如此继续下去，取得足够多的数据后，由计算机系统把这些信息组合起来，象X-CT一样，使用代数重建法或反投影技术法来重建超声影像。

发射控制部分由脉冲产生、脉冲排序、电平转换、发射驱动和发射通道选通控制处理器组成。

阵元选通高压控制部分包括收发隔离电路、接收选通电路、前置放大电路部分。

接收控制放大整序部分包括整序电路、对折电路、整序控制电路和TGC放大电路。

A/D驱动A/D变换部分包括增益控制放大电路、均匀采样电路等。

数字波束形成部分是区别于传统模拟超声系统的重要方面，传统模拟超声系统波束形成顺序为延时＝＞求和＝＞检波＝＞采样(DSDS)，基于数字处理技术的超声波束形成顺序为采样＝＞延时＝＞求和＝＞检波(SDSD)，包括数字延迟聚焦电路、变迹求和电路。数字延迟聚焦由A/D变换器采样时钟确定，为了提高数字聚焦精度，采用一个A/D采样时钟间隔，为了进一步减小数字延迟的间隔，采用数字内插处理电路。

DSC数据处理部分的核心是DSC算法实现：DSC工作时，首先由显示坐标系统产生图像显示区的x，y坐标(与行、场扫描同步)，再变换为探头所处的μv坐标，最后变换为极坐标r、θ。由r、θ值即可从γ、θ存储器(也称帧存储器)中读取存储的回波信号值，但极坐标系统中的一个采样值与x，y坐标系统中的像素点一般是不重合的，所以必须由计算机算出的γ、θ值的误差(即小数部分)经插值来计算实际x，y坐标上的像素值。从x，y坐标产生到转换为γ、θ及其误差，通过双线性插值，需经很多计算环节，要产生很多延迟，在软件设计时采取相关措施，消除了延迟的影响。

双线性插值原理可用图3说明。超声扫描按等角度增量均匀分布，各扫查线上的采样点按等间隔均匀分布，在x，y坐标系统中的任一显示像素点P，必须找到最邻近的四个采样点Sm，n，Sm+1，n，Sm，n+1和Sm+1，n+1，其中n表示径向第n个采样点，m表示在θ方向上第m条线，m和n就是μv到γ，θ变换输出的R、θ地址的整数部分，而Re和Ae为R、θ地址的小数部分，由图可得以下计算式：

A＝Sm，n(1-Re)+Sm.n+1.Re

B＝Sm+1n(1-Re)+Sm+1，n+1.Re

P＝A(1-Ae)+B.Ae

＝Sm，n(1-Re)(1-Ae)+Sm n+1.Re(1-Ae)

+Sm+1，n(1-Re)Ae+Sm+1，n+1.Re Ae