一种超声彩色血流成像控制方法与流程

1.在本发明涉及超声彩色血流成像领域，特别涉及超声彩色血流的前端控制发射工作方式和对接收数据的扩展重构，意在提高彩色血流成像的帧频同时保留原有图像的分辨力。


背景技术：

2.作为四大医学影像技术之一，超声成像技术，由于它的无创伤性、安全性和可对患者进行实时检测的便捷性等优点得到了广泛应用。超声成像依赖于一个强大的成像系统。超声成像系统主要由超声探头、高压脉冲发射、接收声束形成、系统总体控制、传输及缓存、回波后处理、图像显示和相关处理单元组成。其中，发射控制为通过发射单元产生短脉冲机械波（1~16mhz），后经超声探头向受体发射超声波。超声波进入受体体内在遇到受体组织时发生反射，反射信号经超声探头接收后转化为电信号由接收控制模块处理后构成接收回波数据。对接收回波数据进行一系列的后处理就可输出显示超声图像。
3.作为一种重要的超声成像技术，超声彩色血流成像结合了b模式超声成像与多普勒血流探测技术，在反映探测受体对象结构的二维灰度图像上叠加彩色编码血流速度图，能够直观实时地显示兴趣区域内的血流速度分布情况，已成为当前超声诊断设备中不可缺少的部分。不同于b模式超声成像，超声彩色血流成像在发射控制单元、接收处理单元和后处理模块上都存在明显的技术差异。在发射控制单元，超声彩色血流成像需要按照一定的时间间隔（脉冲时间间隔周期，pri）发射短时脉冲。在接收控制单元，在同一扫描线位置则需要依次接收多次回波数据（一般的超声成像诊断系统设定发射次数为8~16次）。在后处理单元，超声彩色血流成像则是基于多普勒成像技术来计算慢时信号的平均相位变化。
4.随着当前超声成像技术的提升，b模式因其较高的分辨力和帧频常作为医学应用的首选模式。超声彩色血流成像也有着不可替代的医学辅助诊断价值。但是，超声彩色血流成像存在按照一定的时间间隔多次发射同一扫描线，使得发射耗时成为了降低其帧频的主要因素。而按照一定的时间间隔多次发射是彩色血流成像的关键，甚至为了提升血流检测的能力，对于同一扫描线需要更多的发射次数，也就使得发射占用更长时间。为了满足不同的探测需求，并使得成像帧频可调节，一种基于扫描密度的控制发射占用时长的方法很有必要。
5.所谓的控制发射扫描密度，也就是控制发射扫描线的线间距离。对于一个设定的探测兴趣区，当扫描线间距离越大，则可以用更少的扫描线来完成一帧图像的扫描，也就减少了发射扫描时间，提升了帧频，但也使得扫描线更加稀疏，可能导致遗漏了部分血流回波信息，从而丧失了原有图像的细节分辨力。当扫描线间距离越小，则需要更多的扫描线来完成扫描，也就增加了扫描时间，降低了成像帧频，甚至可能不能满足诊断需求。可见，扫描密度对成像帧频和图像分辨力有着很大的影响。
6.当前，虽然各种提升超声成像帧频和分辩力的方法层出不穷，但其多有着繁琐的控制流程和复杂的计算模型，这对于设备资源也存在较高要求，还在一定程度上增加了资
源成本。对于一些资源有限的平台，特别是一些逻辑资源、存储资源以及传输速率受限的设备，一种既能提升超声彩色血流成像帧频，又可以保证图像分辨力不受影响，且控制流程简单可行的方法成为了诉求。


技术实现要素：

7.为了解决上述问题，特别是针对一些逻辑资源、存储资源以及传输速率受限的设备，本发明提供一种超声彩色血流成像控制技术，意在提高彩色血流成像帧率的同时保证图像细节分辨力不受影响。
8.为了达到上述技术目的，本发明提供的一种超声彩色血流成像控制技术方案，包括以下实现步骤。
9.设置超声彩色血流成像的发射扫描密度为多级可调，每一级对应不同的扫描线间距离。例如，设置发射扫描密度为4级可调，其中第1级、第2级、第3级、第4级分别对应的发射扫描线线间距离为1倍、2倍、3倍和4倍的超声探头阵元间距。
10.关于发射扫描密度的等级设置和扫描线线间距离设置，包含但不局限于以上示例。
11.根据设定的扫描密度等级控制发射单元的工作方式，当超声彩色血流成像需要很高的帧率时，可以设置扫描密度等级为最大，发射控制单元控制发射扫描线按照设定的最大阵元间隔发射，在完成一条扫描线的多次重复发射（发射重复频率，prf）以后，接着按照设定的最大阵元间隔开始下一条扫描线的重复发射，依次遍历完兴趣区域对应的所有阵元。
12.通过以上控制方式，能够减少发射扫描线数，也就节省了发射时间，但为了避免回波数据过于稀疏，甚至可能因遗漏血流回波信息而损失了原有图像的细节分辨力，发射扫描线间距离一般不超过4倍的超声探头阵元间距。
13.按照以上设定的发射工作方式启动扫描，由接收控制模块完成接收数据的波束合成构成原始接收数据，并传输、缓存。
14.每条扫描线处都有多次对应的回波数据，扫描线之间的线间距离可以通过发射间隔阵元数计算出线间物理距离lc。
15.计算出兴趣区对应b模式的线间物理距离lb。
16.根据b模式线间距离lb，和彩色血流线间距离lc，计算需要构造的接收虚拟线线数，使得重构后的彩色血流线线间距离不大于lb，甚至等于lb的一半。
17.按照以上步骤，基于线性插值的方法对超声彩色血流的原始接收回波数据进行接收线数据插值，使得兴趣区域内的总接收线数不小于甚至大于其对应的b模式线数的2倍。也就可以获得虚拟数据和原始数据的重组。并基于模板补偿系数对虚拟接收线数据进行补偿，使得兴趣区域内对应的彩色血流数据的均匀性更好。其中，模板补偿系数是在相同发射工作方式下，根据各物理位置对应的接收线回波数据的功率关系计算得到的。
18.关于构建补偿系数模板，是计算相同发射工作方式下各物理位置对应的接收回波数据的平均功率系数列表，即根据设定的发射工作方式计算出不同物理接收位置对应的补偿系数值作为模板参数存储在设备中，通过发射扫描密度等级来查表调用，意在使得虚拟接收线数据和原始数据的重组数据分布更加均匀。特别地，为了使得输出线数据的均衡性
更佳，在不改变模板补偿数值大小关系的基础上，可以进行适当的优化调整。
19.关于构建模板补偿系数，是在相同发射工作方式条件下，通过探测标准的均匀组织体膜得到的各物理位置对应的接收线回波数据的平均功率关系系数，其数值一般大于1。如，当按照间隔一个阵元间距发射扫描线，而在两条实接收线数据间需要虚拟2条接收数据，且该2条接收数据对应的物理位置均与阵元切割缝隙的中心对齐，计算出其平均功率系数为1.8，可设置该条件下对应的2条虚拟接收线数据的补偿系数均为。在实施过程中，包含但不局限于该示例，且示例不用做限定本发明。
20.对于任何一条构造的接收虚拟线原始数据，都需要构造出其对应的多次接收回波数据，即每一条虚拟的接收线都有对应的多次接收回波。
21.也就是说，兴趣区域内重构后的彩色血流数据对应的慢信号维度相同，快信号维度不小于区域内b模式对应的快信号维度，甚至大于其对应的b模式线数的2倍。
22.以上，慢信号维度是指每条扫描线重复发射的次数，快信号维度特指扫描线数。
23.对重构后的血流数据进行后处理，包括滤除壁运动、计算自相关、获取血流特征图、平滑优化处理、血流速度图插值、彩色编码映射、噪声抑制控制和输出显示。
24.其中壁滤除方法，包括但不局限于高通滤波、回归、特征空间分解等，血流特征图包括血流速度图、血流功率图、血流方差图，优化处理涉及到去异常、平滑、增强边界和连续性等，血流速度图插值方法可采用双线性插值、三次样条插值等，噪声抑制控制可以基于二维结构信息和相关阈值控制，在输出显示之前需进行彩色编码映射。
25.本发明重在强调一种基于扫描线密度的发射控制方式和构造虚拟接收线数据的方法，通过该方法，能够在一定程度上提高成像帧频，并不损失图像的细节分辨力。
26.特别地，对资源使用情况和构造虚拟接收线数据处理进行了实施验证，该发明方法是一种接收数据的扩展重构，利用了数据线间距离关系和各物理位置的回波信号平均功率系数，不仅增加了数据密度，保证了数据线间均匀性，同时使得重构后的数据进行后处理得到的图像分辨力没有损失。
附图说明
27.图1 是超声彩色血流成像的系统模块组成。
28.图2 是本发明提供的一种超声彩色血流成像控制方法流程图。
29.图3 和图4 是本发明提供的一种虚拟接收线数据构造方法的示例图。
30.图5 是本发明提供的一种虚拟接收线数据的模板补偿系数列表示例。
31.图6 是本发明提供的一种超声彩色血流成像控制方法的资源占用与及其对比示例图。左侧浅色柱状条是一种本发明的实施方式，其按照图5示例进行的实接收线间构造3条虚拟接收线的资源占用百分比。右侧深色柱状条是发射工作方式相同条件下，但实际接收线数为4倍时的资源占用百分比；本示例图仅用于解释一种按照本发明实施的资源使用情况，不用于限定本发明。
32.图7 是根据本发明提供的一种超声血流成像控制方法得到的靶点示例图，探测受体为标准体膜，上方图像为本发明的输出二维图像的一种示例，下方图像则为对比图像示例，二者均是基于超声血流回波数据得到的二维灰度图像。特别地，本示例图像仅用于本发明的解释说明，不用作限定本发明。
具体实施方式
33.为了更加直观描述本发明方法，以下将结合本发明的实施流程图和实施示例进一步详细说明。此处描述的实施示例，仅作为本发明的解释说明，不用做限定本发明。
34.实施示例如图2，本发明的示例提供了一种超声彩色血流成像控制方法，下文将简称本方法，具体实施包括以下步骤。
35.步骤1，设置兴趣区域内的超声彩色血流发射扫描密度为第2级。
36.步骤2，根据设定的发射扫描密度，发射控制单元设置为扫描线间间隔距离为2倍的探头阵元间距。
37.步骤3，按照设定的发射工作方式进行发射控制，且单扫描线的多次发射脉冲重复频率（prf）设定为探测受体的经验值。
38.步骤4，依次接收各扫描线的回波数据，构成一帧接收数据，其中扫描线数为nl0。
39.步骤5，计算每帧血流回波数据的线间物理距离lc，计算对应的b模式的线间距离lb，并计算需要构造的虚拟线数和数据重构以后的总接收线数nl1。
40.步骤6，基于线序物理位置，对每帧线数为nl0的原始数据进行插值，使得插值以后的数据线数为nl1，基于模板补偿系数对虚拟的接收线数据进行补偿，从而形成新的重构接收数据。虚拟的接收线数据同样是容积数据，具备慢信号维度，其扫描维度上与原始数据均匀交叉分布。其中，插值方法可以采用但不局限于线性插值，补偿系数模板是基于实体回波数据计算的平均功率系数并保存在设备中，虚拟接收线数据通过与对应线序的模板补偿系数求乘积进行补偿。如图3示例，为一种间隔2个阵元间距，线间构造1条虚拟接收线数据，查补偿系数模板，根据如图5得到其补偿系数为。如图4示例，为一种间隔2个阵元间距，线间构造3条虚拟接收线数据，其左右的虚拟接收线的物理位置与阵元间缝隙中心对齐，中间则与阵元中心对齐，查如图5补偿系数模板，得到的补偿系数从左到右依次为、和。
41.步骤7，对插值后的重构接收数据进行后处理，如图1，后处理包括壁运动滤除、计算自相关、计算血流速度图和功率图、血流速度图优化增强、基于特征阈值的血流速度图噪声抑制、基于像素的血流速度图插值、血流速度图彩色编码映射、血流彩色图像输出显示。
42.特别地，基于本方法的发射控制方式，在经传输缓存完一帧原始血流回波数据以后，实施并分析了两种处理方法的输出图像，如图7。其一，按照本方法构造虚拟接收线数据，形成新的接收数据组，然后进行相应的后处理得到彩色血流数据的二维灰度输出图像out1。其二，不构造虚拟接收线数据，直接对接收的帧数据进行相应处理得到彩色血流数据的二维灰度输出图像out2。可以认为，out1的分辨力强于out2。
43.特别是，对于一些逻辑资源、存储资源和传输速率受限的设备，通过实施本方法，不仅能提升超声彩色血流帧频并保证图像分辨力，而且能够在资源配置有限的情况下满足辅助诊断需求。
44.以上所述本发明的具体实施方式，包括但不局限于列举示例，并不构成对本发明保护范围的限定。任何根据本发明的技术构思所做出的其他各种相应的改变与变形，均包含在权利要求的范围内。