专利名称：基于单一功率信号源及其开关网络的高帧率超声成像方法
技术领域：
本发明属于医学超声应用领域，基于非衍射波的高帧率(High Frame Rate, HFR) 成像的超声发射系统，为HFR超声成像理论的实现创造有利条件。
背景技术：
目前在高帧率(High Frame Rate,简称HFR)成像系统中，发射信号采用了有限 衍射波阵列(Array Beam)作为发射信号。在实际实现中， 一般超声探头具有若干个发 射阵元，每一个发射阵元就需要一个功率信号源驱动。如果超声探头有N个发射阵元， 则需要N个功率信号源分别驱动每个发射阵元，这N个功率信号源之间的关系波形是 一样的，但相位和幅度不同，因此为了能有效地把超声能量传递给每个超声发射阵元， 仅用电阻网络分压产生的信号来驱动超声发射阵元是不能满足要求的，必需设计N个超 声功率放大电路(相当于N个信号源)或采用N个参数不同的延迟电路，驱动不同的超 声发射阵元才能最终实现有限衍射波ArrayBeam的发射。对于现代的二维超声B超，N 一般在128个以上，这就意味着需要128个驱动功率信号源。而对于三维超声成像系统， 如果超声探头为64X64阵元，贝IJN为4096个，这将意味着需要4096个功率发射电路！因 此由于发射电路系统的复杂和臃肿庞大，电路功耗过大，直接限制了这种新型超声成像 系统的实现和发展。近年，国外学者曾提出了一个简化方案，即用两种极性相反的信号源作为发射激励 信号和电子开关网络，根据不同参数的衍射波ArrayBeam信号来确定电子开关的导通和 闭合，这样超声传感器发射阵元就只需发射两种激励信号，产生近似的衍射波Array Beam声场。由于这种方法极大的简化了HFR的发射电路，与直接发射ArrayBeam声场相 比，所得到的成像质量效果几近相同。但是，该方案虽然大大简化HFR系统的发射电路，仍然需要设计两种具有正负极性 的功率信号源。电子开关网络具有双掷功能，其导通与闭合状态，受不同参数的衍射波 Array Beam信号控制。双掷电子开关网络，每个开关具有两个触点分别接正负极性信号源，因不同位置的超声阵元，在角谱为高频的ArrayBeam波时，由于相邻的超声阵元发射的信号相位相反，在距离超声传感器较远的空间位置上，传播的信号幅度近似相等， 叠加的结果是相互抵消，因此角谱为高频的ArrayBeam波传播距离受到限制。为了进一步简化发射电路，提出本发明。 发明内容-针对现有技术的现状，本发明提出只用一个功率信号源和电子开关网络实现HFR系 统中所需要的发射电路。本申请中将HFR中的发射功率信号源个数及其超声功率发射电 路个数降低到了极限，即一个功率信号源和简单电子开关网络就可实现HFR的超声发 射。单一功率信号源激励的高帧率(HFR)超声成像技术，特征在于用单一具有单极二 值周期函数作为激励功率信号源，经多刀单掷电子开关网络驱动具有N个阵元的超声探 头。所术单极二值周期函数信号源是受有限衍射阵列波(Array Beam)的控制。超声探 头具有N个阵元，其中N为大于1的正整数。所述单极二值周期函数，其中'二值'可以 取'0或1' ;'0或-l'。当单极二值周期函数为其中一个状态时，对应的超声探头中的阵元与激励功率信号源断开；当单极二值周期函数为另一状态时，则对应的超声探头 中的阵元与激励功率信号源接通。本发明的实现方式通过ArrayBeam所确定的函数构造一个单极二值周期函数，取值为'o或r或'o或-r 。该函数是超声传感器阵元空间位置函数。信号源是否激励 超声传感器阵元就由此函数的值来决定。如果函数值等于l，则激励信号源与超声传感器阵元相接，即发射激励信号。如果函数值等于o时，则激励信号源和超声传感器阵元 断开，即无激励信号发射。当然函数值'i/o'或'o/r或'oai，或'-i/o'互换位置， 仍可保接通或断开状态。以单极二值周期函数等于l时为例，和激励信号源连接的超声传感器阵元发射超声波，其回波信号被接收后，经过相关预处理，并通过HFR成像算法即可得到物体的图像。本发明虽然只用一个功率信号源，但其成像质量和采用N个信号源的HFR系统的成 像质量几乎没有什么区别。因此本发明进一步大大简化了HFR成像系统，为HFR超声成 像理论的实现奠定了一个新的基础。本发明在HFR超声成像系统中具有重要意义第一仅用一个通道的功率信号源和简单的(多刀单掷)电子开关网络代替了N路功率信号(源)放大电路或延迟线电路，使HFR 系统大大简化；第二由于功率信号源被压縮到一个，HFR成像仪的电路功耗大大降低， 另外对于角谱为高频的AirayBeam波，由于近似只有一半(即函数值为l时)的超声阵 元发射信号，而另一半(函数值为0时)不工作，从而仪器的发射能量进一步降低，这 将使未来的便携式医学超声诊断成像仪采用电池供电成为可能；第三本发明各阵元要么 不发射超声波，要么发射相位相同的超声波，因此声波辐射的能量可以传播得较远；第 四现代商业上所用超声成像仪，大部分是把超声探头阵元和电子开关结合在一起构成发 射振荡电路，当电子开关接通时，电路产生几个周期的衰减信号并由超声探头阵元发射 出去。显然本发明可以直接在这种成熟的商用机器上实现，并省去了价格不菲的延迟线 部件。再利用HFR成像算法对接收信号进行图像重建即可输出高质量的成像。在国家自然基金资助下已从理论和实验两方面提出一种功能较强而结构更为简化 的高帧率(High Frame Rate， HFR)三维医学超声成像模型及其系统。这个系统首先 在角谱域中重建图像频谱，通过频谱合成，形成一幅完整图像的宽带频谱，然后通过 Fourier变换得到图像。该系统在理论上可以给出每秒3750帧图像(成像深度为200mm)， 具有很高的时间分辨率和空间分辨率。
图l为总体结构框图可分成三大部分第I，是输入电路，包括功率信号源[l]、 开关网络[2]，其中2a为多刀单掷电子开关，2b为开关控制器(即波形发生器)。第II， 是信号收发转换电路，包括医用超声线性探头[3](简称超声探头[3])，它具有N个 超声阵元[3a]， N为大于l的正整数、被测人体[4]和信号前端处理器[5]，在这一器件里面 包括三部分(图中未画出)超声信号接收转换开关[5a]和高频放大器[5b]以及模数(即 A/D)转换器[5c]。第III，数据处理成像电路，包括数据预处理[6]，其中6a为数据减 法器，6b为数据存储器、快速傅立叶变换(FFT)器[7](简称傅立叶变换器[7])、变量 转换部件[8]和重建图像单元[9]。图2为输入电路[I ]与超声探头[3]之间的逻辑连接示意图。图3为背景技术中输入电路所采取的激励方案，其中IO为正负双极性 激励信号源、ll为多刀双掷开关网络、12是具有正负极性的开关控制波形。图4为成像结果的比较4a是具有N个(如128个等)激励信号源的成像示图；4b是 最新国外采用正负激励信号源成像示图；4c是本发明采用单一激励信号源成像示意图。
具体实施例方式下面结合附图对本发明具体实施方式
作一步说明。 首先说明一下目前传统超声成像激励状况为清楚起见，仅给出超声探头中的一维线性阵元的发射电路，其原理可以直接扩展 到二维阵元的发射电路对于一维超声线性探头，发射参数为《的Array Beam的表达式是(1.1)O，z):雄V(弱) (1.2) 这里AQ是信号源"W的频谱在波数/5:上的表达式，其中A-w/c， c为超声波在人体 中的传播速度。A,《和《之间的关系是A;2,)2*)2 (2)如果直接采用(l)式发射信号，设传感器在z^O的(x，力平面上，则每个传感器阵元施 加的激励信号为-， (;c) = j(/t)e(或-， (x)=水A:)e—(，这里;c是超声传感器阵元的坐标位置。由于每个阵元所需的激励信号不同，对于有N个阵元的超声传感器来说，将需要N个功率信号放大器(源)或用N个价格昂贵不同延迟参数的延迟线作为N个激励信号源。下面为本发明具体实施方式
。本发明采用单一功率信号源[l]的发射电路模式，由功 率信号源[l]输出所设定波形，经开关网络[2]与选定的超声探头[3]连接，由开关]控制器 [2b]控制多刀单掷电子开关[2a]的导通和断开，电子开关具有S1 S2…Si…Sn个单刀触点。 开关控制器[2b]为了产生控制电子开关[2a]导通和断开的条件，首先构造两种单值的脉冲信号/(^0和/2(^)y;(《x)取值如下/ (A:x) = 1 cos圮;c > com1 tan f, (3) 1力 力=0 cos^:c《co/wtan/1/2(《x)取值如下尸7 (A;;x) = 1 sin《jc > com1 tan f" .: (4)/2 x) = 0 sin &x S co"51 tan f如果;c-A，则表示的是第S,开关对应的传感器阵元[3a]的坐标。constant是常数，这 里取O,因此单值的脉冲信号y;(《;c)和/2(《x)峰一峰值为0和l的方波信号。/(《x)和 /2(《力之间的相位差为90度。开关控制器[2b]决定电子开关[2a]第S,个开关闭合或断开的条件如下如果方波信号 乂(^0或/2(^0函数值为0，则相应的坐标位置上的传感器阵元[3a]不发射信号，对应 的开关断开。而在函数值为l的坐标位置上的传感器阵元[3a]发射信号，对应的开关Si 闭合。在成像过程中发射信号主要分如下两步-第一步，开关网络[2]中的所有开关Sl S2…Si…Sn全部闭合，由功率信号源[l]产 生的功率信号直接和所有的超声线性探头[3]中的每个超声阵元[3a]连接。超声探头[3]中 被激励的超声阵元[3a]发射超声信号，此时所发射的信号为沿z轴传播的脉冲平面波。超 声信号在被测人体[4]中传播并经被测人体[4]中的组织反射，该反射信号经信号前端处 理器[5]放大并转换为数字信号凡(x，/)， ；c是超声探头[3]中超声阵元[3a]的坐标。所说数字信号j;。(x力由数据存储部件[6b]暂存，该数字信号y。(;c力是相对于发射信号沿z轴传播的脉冲平面波的回波信号。第二步，然后《取非0值，开关控制器[2b]根据上述关系(公式(3)或(4))产生开关控制信号给电子开关[2a]，控制电子开关[2a]中的相应开关Si的闭合与断开。这样功率信 号源[l]所产生的功率信号有选择地和超声线性探头[3]中的超声阵元[3a]连接。在超声探 头[3]中被激励的超声阵元[3a]发射超声信号，该超声信号在被测人体[4]中传播并由被测 人体[4]中的组织反射，反射信号经前端处理器[5]放大并通过模数转换后，分别得到对 应于公式(3)和(4)的信号和ysin(^)。在图像重建过程中，数据预处理[6]首先对数据进行预处理。从数据存储部件[6b]中取出相对于发射信号沿4由传播的脉冲平面波的回波信号^。(JC力，并取其幅值的一半 与《为非0值时对应的接收信号J^(x力和ysin0c,0作减法处理，即<formula>formula see original document page 8</formula>
所得差构成复数函数:<formula>formula see original document page 8</formula>然后就可利用HFR成像算法进行成像。其过程如下-傅立叶变换器[7]通过快速Fourier变换得到式(6)的频谱表示式这里F ( )表示Fourier变换。变量转换部件[8]利用关系式(2)及如下关系式&x+-《把&(0)转换为~(《，《)，把及_4(0)转换为艮p重建图像单元[9]中把^(《，《)和U《,《)合成为最后的图像的频谱:及<formula>formula see original document page 8</formula>并进行Fourier反变换输出超声成像加)卞[K)] (11)这里1 ( )表示Fourier反变换可以看出重建图像单元[9]中也可利用Foureir变换把^(《，。或7 ^(《大)分别转 换为两帧图像。附图4是在2维空间(x， z)的成像结果。显示灰度为对数标度，规一化取值为一40 OdB。其中，图4a为用发射信号为N个激励信号源所得到的成像；图4b为对比技术采用正负双极性激励信号源所得到的成像；图4c为本发明采用单一激励信号源所得到成像。 可以看出，成像质量几乎是一致的，但本发明所涉及的发射信号的电路模式是非常简单 的。需要指出的是根据线性系统的特点，数据预处理[6]和傅立叶变换器[7]的位置是可以 互移的。如果数据预处理[6]在傅立叶变换[7]的后面，这时数据存储部件[6b]所存储的信 息是^(x力的频谱。
权利要求
1. 一种基于单一功率信号源及其开关网络的高帧率超声成像方法，其特征在于用单一具有单极二值周期函数作为激励功率信号源[1]，经多刀单掷开关网络[2]驱动具有N个阵元的超声探头[3]，N为大于1的正整数。
2，如权利要求l所述一种基于单一功率信号源及其开关网络的高帧率超声成像方 法，其特征在于所述单极二值周期函数信号源受有限衍射阵列波Array Beam控制。
3，如权利要求1或2所述一种基于单一功率信号源及其开关网络的高帧率超声成像 方法，其特征在于所述单极二值周期函数，其中'二值'取'0或1'或'0或-l'。
4，如权利要求1或3所述一种基于单一功率信号源及其开关网络的高帧率超声成像 方法，其特征在于当单极二值周期函数为其中一值时，对应的超声探头[3]中的阵元[3a] 与激励功率信号源[l]断开；当单极二值周期函数为另一状态时，则对应的超声探头[3] 中的阵元[3a]与激励功率信号源[1]接通。
全文摘要
一种基于单一功率信号源及其开关网络的高帧率(HFR)超声成像方法，本发明只用一个功率信号源和简单电子开关网络就可实现HFR的超声发射。与传统超声成像相比仅用一个通道的功率信号源和简单的电子开关网络代替了N路功率信号(源)放大电路，使HFR系统大大简化，电路功耗极大降低。由于近似只有一半超声阵元发射信号，仪器的发射能量降低，将使未来的便携式医学超声诊断成像仪采用电池供电成为可能。本发明可以直接在成熟的商用机器上实现，并省去价格不菲的延迟电路。再利用HFR成像算法对接收信号进行图像重建即可输出高质量的成像。
文档编号G01N29/04GK101273901SQ200710020959
公开日2008年10月1日 申请日期2007年3月30日 优先权日2007年3月30日
发明者虎 彭, 李洪旺 申请人:中国科学技术大学