一種超聲造影成像方法及裝置的制造方法
【專利摘要】本發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、將非線性參量進行成像處理。本發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，對此參量進行處理后成像，可有效抑制組織殘留、增加造影劑信號動態范圍，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
技術領域
[0001 ]本發明涉及超聲造影成像領域，具體涉及一種超聲造影成像方法及裝置。
【背景技術】
[0002] 在醫用超聲成像系統中，通常由發射電路驅動探頭向人體內發射超聲脈沖，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，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，伸縮和擴張的程度不 同，導致其反射的超聲回波不僅包括與原超聲脈沖相對應的基波分量，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，提取回波中的非線性分量進行成像。
[0004] 超聲造影成像中傳統檢測非線性分量的方法是:發射兩個或多個幅度和相位不同 的脈沖，對各接收回波加權求和消除線性成分，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，主要原因是系統發 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度的正負波形相加為 零，然而實際發射電路輸出的正脈沖和負脈沖不是嚴格對稱的，兩者抵消后并非為零。所 以，某些強反射面區域回波信號幅度很高，經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的組織殘留。此外還有幾種因素也會導致回聲較強的組織成分混入 造影信號，一是由于信號飽和，非線性檢測方法中各發射脈沖的幅度經過調制，信號飽和會 導致在接收處理環節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 織的運動導致發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，來區分回波數據來自組織區域還是造影劑區域，并分別對兩個區域的回 波數據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 回波的反射區域屬于組織或者造影劑，并根據判斷結果改變造影圖像相應區域的顯示效 果。
[0006] 但是，因為二次諧波信號在組織內的衰減較快，導致造影圖像的穿透力有限，同時 因為組織也會產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 續時間，并且次諧波因為頻率低會導致造影圖像分辨率較差。因此上述兩個現有技術的處 理方法均不能達到理想效果。
【發明內容】
[0007] 本發明的目的在于，提供一種超聲造影成像方法及裝置，可以在非線性基波(NLF) 檢測方法的基礎上進一步抑制組織殘留，增強造影劑信息，進而提高造影圖像的CTR。
[0008] 為實現上述目的，本發明采用以下技術方案：
[0009] -種超聲造影成像方法，包括：
[0010] S1、發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，且為線性成分的幅度信息的遞減函數；
[0014] S5、將非線性參量進行成像處理。
[0015] -種使用以上所述的方法進行超聲造影成像的裝置，包括：
[0016] 超聲探頭，用于發射不同幅度權重的脈沖波形序列；
[0017] 回波接收模塊，用于接收超聲探頭發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，且為線性成分的幅度信息的遞減函數；
[0019] 圖像處理模塊，用于將計算模塊生產的非線性參量進行成像處理。
[0020] 本發明結合不同組織和(毛細)血管在造影灌注過程中的不同表現，提出了一種新 的造影成像方法，即在非線性基波檢測技術的基礎上，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反射組織的殘留，同時不影響其余區域的 造影表現。本發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，對此參量進行處理后成像，可有效抑制組織殘留、增加造影劑信號動態范圍，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明實施例或現有技術中的技術方案，下面將對實施例或現 有技術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 發明的一些實施例，對于本領域普通技術人員來講，在不付出創造性勞動的前提下，還可以 根據這些附圖獲得其他的附圖。
[0022] 圖1為本發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]下面將結合本發明實施例中的附圖，對本發明實施例中的技術方案進行清楚、完 整地描述，顯然，所描述的實施例僅僅是本發明一部分實施例，而不是全部的實施例。基于 本發明中的實施例，本領域普通技術人員在沒有做出創造性勞動前提下所獲得的所有其他 實施例，都屬于本發明保護的范圍。
[0033] 相比較人體組織，造影劑微泡在超聲激勵下會表現出顯著的非線性特征，所以現 有的超聲造影成像中的非線性檢測技術的核心思想是提取回波中微泡產生的非線性信息。 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，然而由于系統發射電路本身的不對稱性、強反射 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中的反射回波強度遠低于 均勻組織的反射回波，更是弱于強反射面的回波，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為偏高亮回聲，這類信號來自于血管壁、臟器包膜等強反射面的回 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散到全身大血管及毛細血 管且只會存在于血管中，從人體的組織構造特征中可以發現，強反射面組織中的血管或毛 細血管分布很少。所以，隨著微泡的灌注，來自液性區域的回波強度會逐漸變強，隨著微泡 的破裂、排出，此區域的回波強度慢慢恢復到與注入前一致，而血管分布較少的組織殘留區 域的回波強度在微泡從進入到消退的過程中則會幾乎保持不變。本發明的思路正是來自此 特征，即造影劑灌注越多的區域組織殘留幅度越低而灌注越少的強反射區域組織殘留幅度 越高。換句話說，超聲激勵下反射回波越強的區域組織殘留越大，反射回波越弱的區域組織 殘留越小，并且對強反射面的組織殘留進行抑制幾乎不會影響到造影劑的灌注表現。
[0034] 記造影成像的發射序列中第k個發射脈沖形式為：
[0035] fk(t) = akA(t)cos( ω t)；
[0036] 其中ak表示第k個發射脈沖的幅度及極性，A(t)表示發射信號的包絡，cos( cot)表 示載波頻率。每個發射脈沖經過含有造影劑的組織介質反射的回波，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，i = 1，2，3，…。
[0039] 所以，第k個發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要遠遠大于組織的 同階系數。
[0040] 根據三角公式
[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，稱之為非線 性基波，25%的能量以三次諧波(3 ω)出現，而在頻域中三次諧波成分已經位于超聲探頭的 通帶以外，而非線性基波分量則在探頭的通帶內。
[0043]本發明對多個幅度以及相位(或極性)不同的發射脈沖的回波進行處理，分別提取 線性和非線性成分，經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，將非線性參量進行成像處理并最終顯示。根據公式（1)、（2)，在接收處理 時，可以提取位于探頭通帶內的非線性基波(NLF)作為回波中的三次非線性成分。而線性成 分可以直接使用發射脈沖序列中任何一個的回波數據的線性基波(F)。
[0044] 以下提供幾個實施例對本發明的技術方案進行詳細說明。
[0045] 實施例一
[0046] 如圖1所示，本發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 度權重;在本實施例中，4個脈沖的幅度權重分別為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，首先對發射權重為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 射權重為-1的脈沖的回波進行拼接調制，生成的拼接信號中，線性基波和非線性基波的對 稱部分被調制到了 Fs/2(Fs為數據的采樣頻率)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，將發射權重為1的脈沖的回波取反后進行延時、降采樣，與降 采樣的發射權重為a和（Ι-a)的脈沖的回波之和進行拼接調制，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。兩個調制信號求和后經過一個低通濾 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]進一步地，將獲得的非線性基波信號依次經過正交解調、抽取濾波和包絡檢測處 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重系數組合之后的信號作為 線性基波信號。本發明實施例中，選擇幅度權重為1的脈沖的回波作為線性基波信號。
[0055] 進一步地，將獲得的線性基波信號依次經過正交解調、抽取濾波和包絡檢測處理 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，且為線性基波的 幅度信息的遞減函數。在本發明實施例中，將非線性基波的幅度與線性基波的幅度對應相 除，得到非線性參量，記為C/A。
[0057]進一步地，在S4中，還包括對非線性參量進行對數壓縮處理。所述對數壓縮處理的 方法可以是直接將非線性參量C/A進行對數壓縮;還可以是先將非線性基波的幅度與線性 基波的幅度分別進行對數壓縮之后，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相減，得到非線性參量應為C-A。
[0058]在S5中，將非線性參量進行成像處理的步驟包括亮度補償、動態范圍變換、曲線映 射、DSC(Digital Scanning Converter，數字掃描變換)等。
[0059] 從非線性參量C/A相除的表達式可以知道，在幅度信息的定義域內，C/A為非線性 基波幅度C的遞增函數，為線性基波幅度A的遞減函數。前面分析過，造影圖像中的組織殘留 區域往往是強反射面的位置，來自這些區域回波的線性基波幅度值很大，所以這類區域的 非線性參量C/A的結果會降低。同時，對于血管分布豐富的微泡灌注區域，非線性基波幅度 隨著微泡的灌注和退出而增強和減弱，對應的非線性參量C/A的值依然隨之增強和減弱。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。對回波數據的非線性基波和非線性參量進行進一步對比，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的結果看，組織殘留區域的值小于均勻組織區域，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，因為組織殘留已經與造影劑的信號混在一起，我們無法 從造影圖像中區分出組織殘留，甚至會把組織殘留誤以為是血管，如箭頭所示。對回波數據 進行進一步分析，如圖5所示，左邊為對應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的結果看，之前難以辨別的組織殘留區域的 值同樣小于造影劑灌注區域，得到了明顯抑制。
[0061] 圖3和圖5所示的對比結果清晰表明，相比較現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進行成像，強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對應數據的非線性基波幅度和非線性參量C/A 的直方圖，橫軸為數據中所有值的范圍（單位dB)，縱軸為相應數據的分布數量。從兩組數據 的橫軸分布可以看出，非線性參量C/A信號的動態范圍大于60dB，顯著大于非線性基波信號 的動態范圍（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， 高亮的組織殘留區域對應_38dB附近的數據，在造影劑注入后該范圍內非線性參量C/A的值 變化不大。原因正是該范圍對應的組織殘留區域大多為強反射組織結構，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的值產生變化。如圖7所示，左邊為注入微 泡前對應的非線性參量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，左圖的數據對應右圖中較矮的區域。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值變化的數據主要位于-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。
[0063] 實施例二
[0064] 本發明中，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 行非線性參量成像的流程。
[0066] 具體的，本發明實施例包括以下步驟：
[0067] S1、發射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 度權重;在本實施例中，2個脈沖的幅度權重分別為-1和1;
[0068] S2、對各脈沖的回波進行處理，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，首先對發射權重為-1的發射脈沖的回波進行降采樣，再對發射權重為1的脈沖的回 波進行延時、降采樣;對兩個采樣信號進行拼接調制，生成的調制信號經過一個低通濾波器 處理，得到二次諧波信號。
[0073]進一步地，將獲得的二次諧波信號依次經過正交解調、抽取濾波和包絡檢測處理 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重系數組合之后的信號作為 線性基波信號。本發明實施例中，選擇幅度權重為1的脈沖的回波作為線性基波信號。
[0075]進一步地，將獲得的線性基波信號依次經過正交解調、抽取濾波和包絡檢測處理 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，且為線性基波的幅 度信息的遞減函數。在本發明實施例中，將二次諧波的幅度與線性基波的幅度對應相除，得 到非線性參量，記為B/A。
[0077] 進一步地，在S4中，還包括對非線性參量進行對數壓縮處理。所述對數壓縮處理的 方法可以是直接將非線性參量B/A進行對數壓縮;還可以是先將二次諧波的幅度與線性基 波的幅度分別進行對數壓縮之后，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相減，得到非線性參量應為B-A。
[0078] 在S5中，將非線性參量進行成像處理的步驟包括亮度補償、動態范圍變換、曲線映 射、DSC等。
[0079] 圖9為同樣切面下，注入造影劑的回波數據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范圍。
[0080] 實施例三
[0081 ]本發明中，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 的幅度之和進行非線性參量成像的流程。
[0083]具體的，本發明實施例包括以下步驟：
[0084] S1、發射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 度權重;在本實施例中，4個脈沖的幅度權重分別為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，在S2中，可以選擇S1中發射的脈沖波形序列的子集做為信號處理的基 礎，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，且為 線性基波的幅度信息的遞減函數。在本發明實施例中，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]進一步地，在S4中，還包括對非線性參量進行對數壓縮處理。所述對數壓縮處理的 方法可以是直接將非線性參量(B+C)/A進行對數壓縮;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行對數壓縮之后，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相減，得到非線性參量應 為(B+C)-A〇
[0093]在S5中，將非線性參量進行成像處理的步驟包括亮度補償、動態范圍變換、曲線映 射、DSC等。
[0094]實施例四
[0095] 本發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，用于發射不同幅度權重的脈沖波形序列；
[0098] 回波接收模塊，用于接收超聲探頭發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，且為線性成分的幅度信息的遞減函數；
[0100]圖像處理模塊，用于將計算模塊生產的非線性參量進行成像處理。
[0101]本發明結合不同組織和(毛細)血管在造影灌注過程中的不同表現，提出了一種新 的造影成像方法，即在非線性基波檢測技術的基礎上，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反射組織的殘留，同時不影響其余區域的 造影表現。本發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，對此參量進行處理后成像，可有效抑制組織殘留、增加造影劑信號動態范圍，從而 提升造影圖像的CTR和對比分辨率。
[0102]最后應說明的是：以上實施例僅用以說明本發明的技術方案，而非對其限制;盡管 參照前述實施例對本發明進行了詳細的說明，本領域的普通技術人員應當理解:其依然可 以對前述實施例所記載的技術方案進行修改，或者對其中部分技術特征進行等同替換;而 這些修改或者替換，并不使相應技術方案的本質脫離本發明各實施例技術方案的精神和范 圍。
【主權項】
1. 一種超聲造影成像方法，其特征在于，包括： 51、 發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，且為線性成分的幅度信息的遞減函數； 55、 將非線性參量進行成像處理。2. 根據權利要求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 不同的幅度權重。3. 根據權利要求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. 根據權利要求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. 根據權利要求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. 根據權利要求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重系數組合后的信號。7. 根據權利要求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 量進行對數壓縮處理。8. -種使用權利要求1至7任一所述的方法進行超聲造影成像的裝置，其特征在于，包 括： 超聲探頭，用于發射不同幅度權重的脈沖波形序列； 回波接收模塊，用于接收超聲探頭發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，且為線性成分的幅度信息的遞減函數； 圖像處理模塊，用于將計算模塊生產的非線性參量進行成像處理。
【文檔編號】A61B8/00GK106061396SQ201580007455
【公開日】2016年10月26日
【申請日】2015年4月8日
【發明人】桑茂棟, 儲霞, 冒祖華
【申請人】深圳邁瑞生物醫療電子股份有限公司