材料非线性体积弹性的超声估算的制作方法

材料非线性体积弹性的超声估算
1.相关申请
2.本技术要求于2018年12月17日递交的第62/780,810号美国临时专利申请的在先申请优先权，该在先申请的全部内容以引入的方式并入本文。
技术领域
3.本发明涉及使用由高频(high frequency，简称hf)脉冲和低频(low frequency，简称lf)脉冲组成的双频脉冲复合体的传输来成像物体的线性和非线性传播和散射参数的方法和仪器。以声压力波成像为例，但这些方法也可用于剪切弹性波和相干电磁波成像。本发明的应用例如但不限于医学成像和治疗、无损检测、工业和生物检查、地质应用、声纳和雷达应用。
4.相关技术的讨论
5.基于图像的组织定征的基础首先是估算形成图像所涉及的材料参数，随后是这些组织参数与组织类型和疾病之间的相关性。超声是由动能与弹性能之间的循环交换产生的弹性压力波。因此，弹性波的物理参数是质量密度、弹性刚度参数和功率吸收参数。弹性能具有两种类型：i)支撑p波的压力体积压缩刚度；以及ii)支撑s波的剪切/变形刚度。
6.软组织在较大生物分子的结构内包含约65％的水。较大生物分子的质量密度接近水的质量密度，因此质量密度在不同类型的组织之间的变化仅为
±
5％。影响传播速度的生物分子低振幅线性体积刚度也接近水的刚度，使得速度在水的速度变化仅为
±
5％，约为1500m/s。超声功率吸收在组织类型之间的变化最大为
±
20％。
7.超声速度和吸收的定量成像需要超声沿180度方向穿过物体传输，随后通过计算机断层摄影重建传播速度和功率吸收的定量图像。这可能仅适用于乳房(可能还适用于睾丸)，并且需要高处理能力。线性体积弹性参数的低变化(
±
5％)需要对组织定征提供精确测量，这是一个挑战。
8.然而，软组织也具有相当大的非线性体积弹性，其中随着超声传播速度的增加，组织压缩使得材料变得更硬，并且随着速度的降低，组织扩张使得组织变得更软。对于一阶，超声速度取决于压力，如下所示
9.c(r,p)＝c0(r)[1+β(r)p]
ꢀꢀꢀ
(1)
[0010]
β(r)＝β
n
(r)κ
s
(r)
[0011][0011][0012]
其中，c0(r)是线性低振幅传播速度，p是局部声压，β(r)是不同类型组织之间的变化为
±
30％的非线性弹性参数(nonlinear elasticity parameter，简称nep)，如来自第16/259,251号美国专利申请现有技术的图1所示。未压缩物质的质量密度是ρ0(r)，等熵体积压缩率是κ
s
(r)，β
n
(r)是非线性参数。a和b是例如在第16/259,251号美国专利申请中定义
的常用材料参数。由于组织中材料类型的空间变化，参数都取决于空间位置矢量r。
[0013]
该图示出了女性乳房中脂肪组织101、腺组织102和结缔组织103的nep的值分布。矢量r表示组织中的空间位置。a和b是通常定义的体积弹性参数，κ是组织的体积压缩率。
[0014]
对于诸如水之类的流体，剪切/变形刚度为零。因此，软组织的剪切刚度由形成软组织的生物分子基质的结构决定，并且因不同类型组织之间的很大变化而呈现低水平。与周围组织相比，实体瘤通常具有更高的剪切刚度，使其感觉像一个肿块。剪切波速的变化范围为～2
‑
20m/s(
±
90％)。由于速度较低，不适合直接利用剪切波进行成像。
[0015]
剪切刚度的估算是弹性成像的目标，在弹性成像中，组织的外部推力用于产生较深组织的剪切变形。较深组织的运动通过超声测量，这种运动用于估算局部应变，该局部应变可指示剪切刚度的空间变化，并且例如检测剪切刚度增加的区域，从而指示病变组织。此外，还研究了组织剪切变形的内部来源，如跳动的心脏。
[0016]
弹性成像不能提供剪切刚度的定量值，因为局部剪切应力是未知的。剪切波速c
s
取决于剪切刚度μ，如下所示
[0017]
μ(r)＝ρ(r)c
s
(r)2ꢀꢀꢀ
(2)
[0018]
其中，ρ(r)≈103kg/m3是局部组织质量密度。剪切波速的测量可以通过一种称为剪切波成像的方法对剪切波的质点振动速度进行超声成像来完成。这种方法可以估算剪切波传播速度的空间变化，并因此估算局部区域的剪切刚度(参见下面参考列表中的参考文件[17])。括号[]中的数字如后文所示。剪切波可以由组织中某一深度处的超声辐射力和组织的外部振动产生。此外，还研究了剪切波的内部来源，例如心脏瓣膜的快速闭合，以便产生较深的剪切波。该方法已被发现用于检测和定征乳腺癌，并且正在测试用于减少前列腺癌活组织检查的靶向性，但最终结果尚未确定。
[0019]
非线性体积刚度在很大程度上由原子/分子距离位势决定，而剪切刚度在很大程度上由生物分子基质的结构决定。因此，这两个参数是互补的，其中组合对于改进的组织定征是有意义的，类似于组合不同的mr参数。例如，早期前列腺癌的剪切刚度变化很小，因此对非线性体积刚度β
p
的成像可能有助于前列腺癌的早期检测。
[0020]
局部弹性刚度参数和深层组织吸收的一些无创检测被发现是实际材料参数加上相当大的测量噪声的空间积分。因此，局部弹性刚度参数的估算以及吸收需要区分噪声测量信号，这是一个挑战。本发明提出了用于估算噪声测量的微分以产生材料参数的局部估算的新方法和仪器。


技术实现要素：

[0021]
本发明内容给出了本发明组成部分的简要概述，并且不对本发明的范围提出任何限制，其中本发明仅由所附权利要求限定。
[0022]
本发明的一实施例提供了用于估算和成像实物中的线性和非线性传播和散射参数的方法和仪器，其中用于波传播和散射的材料参数与波场幅度具有非线性相关性。这些方法普遍适用于诸如在声纳、地震定测法、医学超声成像和超声无损检测中发现的声波和剪切弹性波，也普遍适用于诸如在雷达和激光成像中发现的相干电磁波。在下面的具体实施方式中，使用声波作为示例，但是本领域的任何技术人员都清楚如何将这些方法应用于
弹性剪切波和相干电磁波。
[0023]
在本发明最广泛的形式中，本发明涉及沿着至少一个低频(low frequency，简称lf)发射波束和高频(high frequency，简称hf)发射波束发射由同向传播的lf脉冲和hf脉冲组成的至少两个脉冲复合体，其中hf脉冲沿着至少一个hf发射波束在靠近lf脉冲的波峰或波谷处传播，并且其中lf脉冲的幅度和极性中的一个在至少两个发射脉冲复合体之间变化，其中对于脉冲复合体，lf脉冲的幅度可以是零，并且至少两个发射脉冲复合体中的至少一个lf脉冲的幅度是非零的。
[0024]
散射hf脉冲分量由以下一者或两者拾取：i)接近与hf发射波束相同的波束轴的hf反向散射接收波束；以及ii)沿着hf发射波束轴在多个深度处穿过hf发射波束的一组hf接收交叉波束。来自沿着hf发射波束轴的多个深度的hf接收信号通过以下一者或两者获得：i)选通围绕所述多个深度的hf反向散射接收信号；以及ii)选通围绕所述多个深度处的hf发射波束的交叉处的所述一组hf接收交叉波束的hf接收信号。
[0025]
针对所述多个深度中的每一个，比较来自至少两个发射脉冲复合体的hf接收信号，以形成沿着所述至少一个hf发射波束轴在所述多个深度处的非线性传播时延(non
‑
linear propagation delay，简称npd)的测量值。对于从一组hf接收波束获得的hf接收信号的多重散射噪声，测量的npd具有最低的灵敏度，所述一组hf接收波束沿着hf发射波束在不同深度处穿过hf发射波束。当多重散射噪声足够低时，还可以从来自hf接收波束的hf反向散射接收信号获得npd，所述hf接收波束接近与hf发射波束相同的波束轴，并且沿着hf发射波束在不同深度处选通hf反向散射接收信号。
[0026]
为了在空间估计域(spatial estimation region，简称ser)内提供所述参数的估算，本发明使用数学模型，该数学模型根据空间变化的参数产生空间变化的模型npd，并且利用一组参数作为输入形成估算泛函数，该估算泛函数形成以下各项的加权和：i)所述一组参数的测量的npd与所述模型npd之间的差值的距离函数，可由空间可变距离权重加权；以及
[0027]
ii)所述ser内的所述参数值的局部变化的梯度度量，可由空间可变变化权重加权，并且其中所述距离权重和所述变化权重的局部值根据以下一者或两者来估算：i)对hf接收信号的局部相干性的评估；以及ii)对对应于一阶散射hf信号的局部幅度的多重散射hf噪声的局部幅度的评估，对于给定的一组测量的npd，对对应于所述一组nep最小化所述ef，并且使用最小化所述ef的一组nep来形成在所述ser内的空间变化的nep的估算。
[0028]
所述距离函数和所述梯度度量基于所述ser的每个点中的所述测量输出与所述模型输出之间的差值的值x的函数f(x)，并且其中f(x)的微分的符号等于x的符号。从测量的npd获得对应于一阶散射hf信号的局部幅度的多重散射hf噪声的局部幅度的所述评估，显示了当hf接收信号中的多重散射噪声增加时的幅度下降，例如低于预期限制的一小部分。
[0029]
通常在对诸如局部最大值和最小值之类的参数执行局部约束的同时进行最小化。例如，距离权重例如可以被形成为所述局部位置的接收的hf信号的包络的狭窄区域平均值与较大区域平均值(低通滤波器)的比率，并且所述变化权重被形成为所述距离权重的正函数，其中所述正函数的微分为负。
[0030]
此外，本发明的一实施例还通过使用一组滤波器系数对多个发射波束的hf接收信号进行横向滤波，在所述多个深度处获得hf接收距离单元的合成横向聚焦，其中所述滤波
器系数通过以下一者以分析方式来确定：i)预先计算的滤波器系数；以及ii)根据估算的参数值计算的滤波器系数。
[0031]
根据已知方法，测量的npd可以用于抑制hf反向散射接收信号中的多重散射噪声，并且还可以通过针对每个所述深度用所述npd校正所述hf反向散射接收信号，并且组合所述校正的hf反向散射接收信号来增强hf接收信号中的非线性散射分量。
[0032]
因此，除了对空间变化的材料参数的估算之外，本发明的一实施例还提供了具有对多重散射噪声的改进的合成聚焦和抑制的hf反向散射接收信号。
[0033]
此外，本发明的一实施例还提供了用于沿着至少一个低频(low frequency，简称lf)发射波束和高频(high frequency，简称hf)发射波束发射由同向传播的lf脉冲和hf脉冲组成的至少两个脉冲复合体的仪器，其中所述hf脉冲沿着至少一个hf发射波束在靠近lf脉冲的波峰或波谷处传播，并且其中lf脉冲的幅度和极性中的一个在至少两个发射脉冲复合体之间变化。散射hf脉冲分量由以下一者或两者拾取：i)接近与hf发射波束相同的波束轴的hf反向散射接收波束；以及ii)沿着hf发射波束轴在多个深度处穿过hf发射波束的一组hf接收交叉波束。来自沿着hf发射波束轴的多个深度的hf接收信号通过以下一者或两者获得：i)选通围绕所述多个深度的hf反向散射接收信号；以及ii)选通围绕所述多个深度处的hf发射波束的交叉处的所述一组hf接收交叉波束的hf接收信号。
[0034]
一种多通道前端单元，用于为多元素探头提供hf驱动信号和lf驱动信号，接收来自所述多元素探头的hf元素接收信号，将所述hf元素接收信号传送到hf接收波束形成器，所述hf接收波束形成器形成来自沿着所述hf发射波束的多个深度的hf接收信号，并且将所述hf接收信号传送到测量单元，所述测量单元被设置为比较沿着来自与lf脉冲存在差异的至少两个不同脉冲复合体的所述多个深度的hf接收信号，以便为所述多个深度提供测量的npd，并将所述测量的npd传送到估算单元，所述估算单元形成对所述空间估计域内的空间变化的材料参数的估算，如上所述。
附图说明
[0035]
图1示出了女性乳房中脂肪组织、腺组织和结缔组织的非线性弹性参数(nonlinear elasticity parameter，简称nep)β的现有技术测量值分布；
[0036]
图2示出了现有技术中包括高频(high frequency，简称hf)脉冲和低频(low frequency，简称lf)脉冲的脉冲复合体，其中示出了两种典型形式的lf脉冲；
[0037]
图3示出了作为非线性弹性参数(10
‑9pa
‑1)的函数的线性传播速度(m/s)；
[0038]
图4示出了低频(low frequency，lf)发射波束和高频(high frequency，简称hf)发射波束的x
‑
z横截面的示意图；
[0039]
图5示出了根据本发明提供的超声仪的框图；
[0040]
图6示出了hf接收交叉波束相对于hf发射和反向散射接收波束的典型定位；
[0041]
图7示出了作为深度z的函数的典型的测量非线性传播时延(nonlinear propagation delay，简称npd)；
[0042]
图8示出了示例性图像格式，其中示例性发射波束起源于横向矢量位置r
t
、深度坐标z和方向单位矢量e
t
、空间测量区域(spatial measurement region，简称smr)和空间估计域(spatial estimation region，简称der)。
[0043]
图9示出了示例性距离和度量函数；
[0044]
图10示出了具有固定采样区间1003和可变长度的采样区间1005的非线性传播时延(nonlinear propagation delay，简称npd)τ
i
的采样划分和非线性弹性参数(nonlinear elasticity parameter，简称nep)β
j
的采样划分；
[0045]
图11在a)中示出了在中间具有与周围材料相同的散射特性的脂肪瘤的体模的常规超声图像，并且在b)中示出了根据本发明获得的空间变化的非线性弹性参数的图像。
具体实施方式
[0046]
适用于本发明的测量类型
[0047]
非线性弹性参数可以用双频带超声成像，其中可以沿着每个波束方向发射包括重叠的高频(high frequency，简称hf)脉冲和低频(low frequency，简称lf)脉冲的至少两个双频脉冲复合体。图2中示出了此类脉冲复合体的两个示例，其中201示出了hf脉冲，202示出了lf脉冲。hf:lf的比率通常为～5:1
‑
30:1。lf脉冲用于非线性地操纵由hf脉冲观测到的超声散射和传播速度，并且散射hf信号被处理以产生图像。lf脉冲的幅度和/或极性在发射脉冲复合体之间变化。对于一个脉冲复合体，lf脉冲可以是零，但是对于至少一个脉冲复合体，lf脉冲必须是非零的。图2a示出了lf脉冲，该lf脉冲为正并且在hf脉冲的位置压缩材料，使得hf脉冲观测到随着传播速度的增加而增加的材料刚度。图2b示出lf脉冲的极性变化，使得lf脉冲在hf脉冲的位置为负，使材料扩张并使hf脉冲观测到具有较低传播速度的较软材料。
[0048]
图3示出了相对于表i中材料的β＝β
n
κ
s
绘制的c0值。数据由曲线301拟合。
[0049][0049]
ρ0(β)＝a
ρ
·
κ(β)+b
ρ
[0050]
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(3)
[0051]
a＝11.58 b＝0.023 a
ρ
＝
‑
830
·
10
9 b
ρ
＝1371
[0052]
这给出了一个建议，根据等式(16、21)中的估计值，我们可以估算空间变化的线性传播速度c0(r)，该速度可以用于以多种方式提高图像重建质量，对此我们将在下面再次论述。
[0053]
hf和lf脉冲复合体沿着波束传输，其中图4中示出了一个示例。例如，第8,038,616号和第9,291,493号美国专利以及第16/258,251号美国专利申请中给出了其它示例。lf波束和hf波束都可以是平面的。重要的是，hf波束和lf波束在空间测量域(spatial measurement region，简称smr)中重叠，其中lf脉冲非线性地操纵由同向传播的hf脉冲观测到的传播速度。
[0054]
表i.用于图3的材料参数，按β＝β
n
κ[11、12]递增方式排序
[0055][0056]
计算的
[0057]
因此，smr内的总发射脉冲压力是p(r,t)＝p
l
(r,t)+p
h
(r,t)，其中p
l
是lf，p
h
是hf脉冲。根据等式(1)，p
l
和p
h
都会影响由hf脉冲观测到的传播速度，如下所示
[0058]
c
h
＝c0+c0βp
l
+c0βp
h
ꢀꢀꢀ
(4)
[0059]
其中，p
l
是hf脉冲中心处的lf压力。最后一项产生hf脉冲的自失真，其给出了用于当前谐波成像的hf脉冲的谐波频带。对于第二项，p
l
沿着hf脉冲非常缓慢地变化，使得该项对hf脉冲的影响可以分为两个现象：i)由在hf脉冲的重心处的p
l
＝p
c
的值产生的非线性传播时延(nonlinear propagation delay，简称npd)；以及ii)由p
l
沿着hf脉冲的变化产生的非线性脉冲波形失真(pulse form distortion，简称pfd)。
[0060]
由于hf传播速度的lf操纵，hf脉冲获得到深度z的传播时间延迟，如下所示
[0061][0062][0062][0063]
其中，τ(z)是非线性传播时延(nonlinear propagation delay，简称npd)，γ(r)是发射波束轴。最后一个公式表明，β(r)可以通过τ
p
(r)的微分获得，但是由于测量的τ
p
(r)中的噪声，直接微分会产生β(r)的非常嘈杂的估算，其中本发明提出了该问题的解决方案。
[0064]
对于允许脉冲复合体沿着波束传输的物体，例如乳房和睾丸，可以从来自具有不同lf脉冲的两个发射脉冲复合体的第一hf脉冲的到达时间差来测量τ
p
，例如正lf脉冲(p＝1)和零lf脉冲(p＝0)，或者正lf脉冲(p＝1)和负lf脉冲(p＝
‑
1)。横向扫描不同方向的直通发射波束，使得每个测量体积由波束沿180
°
方向横穿，可以根据[15]
‑
[19]中描述的已知方法进行β(r)的断层影像重建。
[0065]
然而，对于大多数医疗物体，必须依赖于在发射波束与接收波束之间有限角度的散射测量，例如使用交叉发射波束和接收波束的直接反向散射或角散射，如上所述。然后，可以利用此类近似法，即在第一次散射时，lf脉冲的幅度下降得非常之大，使得可以忽略lf脉冲对散射hf脉冲的传播速度的非线性影响。
[0066]
为了更好地参考描述本发明的实施例的方法，在图5中示出了根据本发明提供的用于执行成像的示例性仪器的框图。500示例性地示出了3d超声探头，该3d超声探头包括双
频线性阵列501，该双频线性阵列在箭头506所示的方位方向上具有一组m个lf元素和n个hf元素。双频带线性阵列可以根据已知方法实现，例如[5]第7,727,156号美国专利中描述的方法。该阵列的lf元素和hf元素经由电缆502连接到发射/接收单元503，该发射/接收单元将每个lf阵列元素连接到lf发射放大器，并且每个hf元素连接到hf发射/接收电路，该hf发射/接收电路包括hf发射放大器和hf接收放大器，其中根据已知方法，hf接收放大器的输出还连接到模数转换器(analog to digital converter，简称a/d)，该模数转换器呈现来自所有hf接收元素的hf接收信号的数字表示。根据已知方法，在修改的实施例中，ad转换器可以呈现来自每个hf元素的hf接收信号的i
‑
q分量的数字表示，该hf元素表示与射频(radio frequency，简称rf)hf信号相同的信息。
[0067]
对于超声波束的3d扫描，在该示例性实施例中，线性阵列501可以围绕长轴504旋转，该长轴在箭头505所示的仰角方向上提供lf波束/hf波束的机械扫描。对于阵列的每个仰角位置，通过发射lf元素和hf元素的电子选择，以及发射类似于图2所示的组合的lf脉冲复合体/hf脉冲复合体，并利用所选择的波束方向和焦点发射组合的lf脉冲复合体/hf脉冲复合体，在箭头506所示的方位方向上进行组合的lf发射波束/hf发射波束的电子扫描。示例性hf发射波束在2d方位角平面508内示意性地示出为507，在整个3d扫描体积509内具有给定仰角位置。根据已知方法，根据可用于此类运动的空间和物体的形状，可以等效地实现阵列的替代仰角运动，例如侧向运动。光束的纯2d扫描，甚至沿着单个光束方向的测量也在本发明的范围内。
[0068]
沿着每个发射波束方向，发射具有不同lf脉冲的至少两个脉冲复合体，例如如图2所示。lf脉冲在一个hf发射波束的一个脉冲复合体中可以是零，但是在每个hf发射波束的至少一个脉冲复合体中必须是非零的。
[0069]
该仪器具有两种可用形式，其中在第一种形式中，503包括用于hf接收交叉波束的波束形成器，如2d扫描平面508中的514所示，以及与hf发射波束507具有相同轴的hf反向散射接收波束。在一优选实施例中，hf反向散射接收波束等于hf发射波束，因为这改善了对hf反向散射接收信号中的多重散射噪声的抑制，如第9291493号美国专利中所讨论的，并且通过对hf接收信号进行横向滤波来获得合成深度优化聚焦。在扫描期间，hf交叉波束和反向散射接收信号经由高速总线510传送到处理器511以进行存储和进一步处理。
[0070]
处理器511包括软件(software，简称sw)可编程的多核中央处理器(central processing unit，简称cpu)和图形处理器单元(graphics processor unit，简称gpu)。处理器从根据已知方法操作的用户/操作员输入单元513接收用户输入，并根据已知方法通过组合的显示和音频单元512显示与用户/操作员通信所必需的图像数据和其它信息。
[0071]
在第二种形式中，来自每个hf接收元素和每个发射脉冲复合体的数字hf接收信号经由高速总线510传送到处理器511以进行存储和进一步处理。对于第二种形式中的2d成像，处理器511中的软件程序组合来自多个hf接收元素的hf接收信号并产生穿过2d组中的每个hf发射波束的一组hf接收交叉波束，例如如下面图5中更详细示出的。此外，软件还产生来自hf反向散射接收波束的一组hf反向散射接收信号，该hf反向散射接收波束与hf发射波束具有相同的轴，并且优选地也等于hf发射波束。
[0072]
交叉波束hf接收信号的主要用途是估算沿着hf发射波束在多个深度处的非线性传播时延。当反向散射hf接收信号中的多重散射噪声电平与一阶散射信号相比较低的成像
情况下，可以从反向散射hf接收信号中获得沿着hf发射波束在多个深度处的非线性传播时延，而hf接收交叉波束的波束形成器不那么重要，可以省略。
[0073]
图6中示出了示例性hf发射波束和接收波束，其中601示例性地示出了组合的hf发射波束h
t
和相等的hf反向散射接收波束h
br
。hf发射波束和hf反向散射接收波束的空间频率响应分别为h
t
(r
‑
r
t
,ω)和h
br
(r
‑
r
t
,ω)。位置矢量r
t
(i,j)定义了hf发射波束轴和反向散射接收波束轴的原点，其中i定义了方位孔径中心元素位置，j定义了3d扫描中的2d扫描平面仰角位置。602示出了在深度z
k
处聚焦在hf发射波束轴上的示例性hf接收交叉波束h
cr
(r
‑
r
r
,ω)，其中r
r
(i,j,k)定义了hf接收交叉波束轴的原点，其中i,j定义了方位角和仰角位置，k定义了也是h
cr
焦点的交叉图像点z
k
的深度。603示出了通过hf发射波束与hf接收交叉波束之间的交叉区域的交叉波束观测单元，604示出了来自整个交叉区域的hf交叉波束接收信号的指示。通过选择该hf接收信号的有限区间，观测单元的有效范围沿交叉波束轴减小到阴影线区域605。hf反向散射观测单元的示意性形式被示为沿着hf组合发射和反向散射接收波束601的阴影线区域606。如第9,291,493号美国专利和第16/258,251号美国专利申请中所示，可以通过对hf接收信号进行空间滤波来减小观测单元的尺寸。
[0074]
对于特定形式的处理，还可以使用所有lf阵列单元/hf阵列单元来发射在方位方向上近似为平面的lf波束/hf波束。根据已知的方法[4]，沿着若干方向发射方位平面波，可以组合来自不同方向的接收信号，以产生聚焦在2d平面内的不同位置的合成发射波束。对于单个方位方向的平面波，可以通过若干平行、动态聚焦的接收光束的规则反向散射配准来获得空间分辨率，其中散射脉冲的到达时间产生沿着每个接收光束的深度的空间分辨率，而接收光束聚焦产生横向空间分辨率，所有这些都根据已知方法进行。然而，与所描述的交叉波束方法相比，这种方法对多重散射噪声更敏感。
[0075]
对于对应于一阶反向散射信号电平的低电平多重散射噪声，npd的估算可以直接从沿着发射波束在多个深度z处的反向散射hf信号获得。内窥镜探头经常会发生此类情形。然后，仅使用图6中601所示的hf反向散射接收波束h
br
进行接收就足够了。这为此类应用提供了一种更简单的仪器。对于通常在经皮成像中发现的较高电平的多重散射噪声，使用通过接收hf交叉波束获得的hf交叉波束信号也是有利的，如图6中602所示。这需要附加的接收hf交叉波束形成器，其可以在上述波束形成的第二种形式中的软件中实现。
[0076]
然后，可以从沿着每个发射波束方向的若干观测单元处的hf接收信号获得npd的估算，例如通过：i)来自具有正lf脉冲和零lf脉冲的脉冲复合体的hf接收信号之间的互相关，给出根据等式(5)为负的τ
+
；或ii)来自具有负lf脉冲和零lf脉冲的脉冲复合体的hf接收信号之间的互相关，给出根据等式(5)为正的τ
‑
；以及iii)来自具有正lf脉冲和负lf脉冲的脉冲复合体的hf接收信号之间的互相关，给出根据等式(5)的近似2τ
+
。该项大概是因为lf波阵面可以产生一定hf波阵面像差。对于正lf脉冲和负lf脉冲，该hf波像差略有不同。
[0077]
来自观测单元的接收信号源于来自随机散射体的信号之间的干扰，该干扰会在npd的相关估算中产生噪声。该干扰随hf接收波束相对于hf发射波束的方向而变化。然后，可以通过求取来自不同方向的hf接收波束的估算的npd的平均值，以减少沿着hf发射波束的每个深度的npd中的估算。在多重散射噪声电平较低的情况下，还可以结合来自反向散射和交叉波束hf接收信号的估算。
[0078]
该过程给出了npd沿着由矢量r(r
t
,z)＝r
t
+ze
t
定义的发射波束轴γ(r)的噪声测
量，其中r
t
定义了发射波束轴的原点，e
t
是沿着发射波束轴的单位矢量，以及z是沿着发射波束轴距其原点r
t
的距离，如图6所示。根据等式(5)描述噪声npd测量τ
y
(r
t
,z)，如下所示
[0079][0079][0080]
其中，是等式(5)中给出的非线性弹性参数(nonlinear elasticity parameter，简称nep)β(r
t
,z)给定值的npd的模型，n(r
t
,z)是来自时延估算方法和用于时延估算的hf接收信号中噪声的噪声项。
[0081]
图7中700给出了τ
y
(r
t
,z)的典型形式。当hf接收信号以来自深度r加上随机电子噪声的一阶散射信号为主时，噪声n(r
t
,z)以接近零的平均值围绕τ
y
(r
t
,z)振荡。这种情形如701所示。根据β(r)＞0，与深度存在由(
‑
p)给出的微分，τ
y
(r
t
,z)在该范围内有振荡现象。例如，来自囊肿和血管的1阶散射hf信号是低信号，然后接收信号可以称为混响的多重散射噪声为主，通常是具有非线性传播时延τ
n
(r)～τ
y
(r)/2的三阶多重散射噪声，如第9,291,493号美国专利中所介绍的。在hf接收信号以三阶散射噪声为主的区域内测量的npdτ
y
(r
t
,z)因此产生如702所示的下降τ
y
(r
t
,z)。τ
y
(r
t
,z)对于该区域中β(r)的估算是无用的，并且根据本发明的估算过程给出了该问题的解决方案。
[0082]
由于在测量τ
y
(r
t
,z)中的噪声/信号比很高，τ
y
(r
t
,z)与z的直接微分会产生非常嘈杂的估算β(r
t
,z)，对于以混响为主的区域，该估算在微分中也会产生潜在的噪声非零偏移。因此，挑战在于提供具有足够低噪声/不确定性的充分估算β(r
t
,z)，并且本发明设计了一种稳健的方法，用于根据测量的非线性传播时延(nonlinear propagation delay，简称npd)τ
y
(r
t
,z)针对空间估算域(spatial estimation region，简称ser)内的(r
t
,z)以及空间测量域(spatial measurement region，简称smr)内的(r
t
,z)估算非线性弹性参数(nonlinear elasticity parameter，简称nep)β(r
t
,z)。
[0083]
图8给出了测量情形的示例性说明，其中800示出了组织区域801的表面处的线性阵列，该组织区域包括具有动脉粥样硬化斑块803的分叉动脉802。804示出了具有原点位于位置r
t
的轴805的hf发射波束，定义了波束轴γ(r)上在深度z处的点，如r(r
t
,z)＝r
t
+ze
t
所示。ser和smr的典型示例示出为806和807。701示出了测量的npdτ
y
(r
t
,z)，类似于图7中示出的内容。估算值示出为808，其中在斑块内获得特别高的值809，而810示出了动脉血液区域内的低
[0084]
动脉内的hf接收信号以多重散射噪声为主，根据图7的讨论给出了降低的τ
y
，其中，根据本发明的估算通过比较从τ
y
值下降的血液中进入以噪声为主的信号之前的τ
y
值与离开均匀血液区域时的τ
y
值来给出该区域的估算值，其中τ
y
达到hf接收信号以一阶散射为主的高值，如下面所讨论的。通过血液区域的正向传播具有血液的传播速度和nep，因此，根据等式(6)的推算获得，而从hf散射信号获得的τ
y
(r
t
,z)以血液区域内的多重散射噪声为主。然而，当z进入强散射斑块时，hf接收信号重新开始以一阶散射为主，并且τ
y
(r
t
,z)再次反射例如，将z进入动脉之前的τ
y
(r
t
,z)与z离开动脉之后的τ
y
(r
t
,z)
进行比较，可以估算动脉内血液的β，例如使用下面讨论的w＝0的理念。由于斑块中的高值β，在动脉周围组织的导数趋于平稳之前，斑块内的导数会增加τ
y
。
[0085]
非线性弹性参数的估算
[0086]
该方法的中心部分是关于β(r)和其它参数的估算泛函数(estimation functional，简称ef)的最小化。估算泛函数是以下各项的加权组合
[0087]
i)所述测量的npdτ
y
(r
t
,z)与模型之间的差值的距离函数f
τ
(
·
)，用于所述ser内的给定的一组nep估算，其中τ
y
和都在等式(6)中给出；以及
[0088]
ii)围绕所述ser的所述nep估算的局部变化的度量函数f
g
(
·
)。
[0089]
此类估算泛函数的示例如下
[0090][0091]
受约束：β
min
＜β(r
t
，z)＜β
max
ꢀꢀꢀ
(7)
[0092]
距离函数和度量函数满足以下要求和示例，
[0093]
f
k
(0)＝0 k＝d,g
ꢀꢀꢀ
(8)
[0094]
典型形式为f
k
，如下所示
[0095]
f
k
(x)＝|x|
p or
[0096]
图9中给出了距离函数和度量函数的示例，其中901示出了f
k
(x)＝|x|，即p＝1，902示出了f
k
(x)＝|x|2，即p＝2，903示出了f
k
(x)的最后一种形式，其中x1＝1，p1＝1，p2＝2。
[0097]
w(r
t
,z)是管理模型偏离测量的npdτ
y
的惩罚的空间距离加权项，而v(r
t
,z)是管理nep估算β(r
t
,z)中快速变化的惩罚的空间变化加权项。v(r
t
,z)减少会放宽平滑度要求，例如在nep估算中预计会有较大渐变的区域，例如在两种材料之间产生强反射的相当平坦的界面处。在此类具有不同声阻抗的材料之间的相当平坦的界面处，反射的snr很高，并且预计在此类位置，需要w≈1和v≈0，因为很可能即将过渡到一种新材料，因为nep估算β发生了变化。相反，如果一个区域具有高度非相干hf接收信号，预计snr会更低，因此可以放松对偏差的惩罚，即w趋向于0，而v趋向于高值η，使得在h中占主导地位，从而抑制nep估算β的快速变化。
[0098]
这些权重可以沿着横向和轴向波束方向应用。w的作用是检测强散射体，例如镜面反射，通常源自两种材料之间的界面。有用的公式如下
[0099]
v(r
t
,z)＝η[1
‑
w(r
t
,z)]b)
ꢀꢀꢀ
(10)
[0100]
其中，e0(r
t
,z)是零lf传输(p＝0)的接收rf数据的包络，h
tλ
and h
t3λ
分别是对～1和3个波长的平均低通滤波器的脉冲响应。包络的这两种低通滤波形式的比率用作高通滤波器，识别局部散射偏离周围扩散散射的区域。对每次传输归一化加权因子，将沿着每条接收线的最大值缩放为w
max
＝1。然后，在该实验中，根据等式(10b)获得v(r
t
,z)，其中，由操作员调整加权因子η以获得最佳性能。此外，一实施例还提供了一种用于使用机器学习技术的计算机自适应调整η的方法。
[0101]
此外，一实施例还提供了在评估功能权重w(r
t
,z)和v(r
t
,z)时使用测量的τ
y
(r
t
,z)。例如，根据等式9b，可以在增加v(r
t
,z)的同时使用意外缓慢增加τ
y
(r
t
,z)来减小w(r
t
,z)。如图7和图8所示，hf接收信号以多重散射噪声为主的区域ω，例如来自囊肿或血管内部的多重散射噪声，可以通过z处的τ
y
(r
t
,z)意外下降来检测。因此，如果τ
y
(r
t
,z)＜k
·
l
z
{τ
y
(r
t
,z/2)}，其中l
z
是短低通滤波器，例如中值滤波器，k～1.5是参数，则设置w(r
t
,z)＝0。
[0102]
在图10中，1001示出了如何沿着发射光束在区间z的一组离散区间i
·
dz中对测量的npdτ
y
(r
t
,z)进行采样，如图所示，其中i＝1,2,
…
,i，如1002所示。然后，使用维度矢量i来表示测量的npd
[0103]
τ＝{τ1,τ2,...,τ
i
,...,τ
i
}＝{τ
y
(z0+idz)for i＝1,...,i}
ꢀꢀꢀ
(11)
[0104]
通常，具有dz～λ
h
/4
‑
λ
h
，其中λ
h
是hf波长，npd的测量点数量通常是i～256
‑
1024。
[0105]
在过程的一种变形中，区间z被进一步划分为等长的j个子区间，并被标记为j＝1,2,
…
,j，如1003所示，其中假设nep参数β
j
在每个子区间内是恒定的，如1004所示。子区间的最小长度通常由沿着发射光束轴的测量分辨率给出，该分辨率通常约为hf脉冲长度～3
‑
4λ
h
的量级，这意味着j～64
‑
256。在每个子区间内，寻求每个区间内的非线性弹性参数nep的恒定估算β
j
，j＝1,2,
…
,j。i坐标数中每个j区间的终点为i(j)＝j
·
i/j，其中起点i(0)＝0。因此，给出每个区间#j内的npd模型，如下所示
[0106][0107]
i(j
‑
1)＜i≤i(j)for j＝1,
…
,j i(0)＝1i(j)＝i
[0108]
并将参数矢量定义为
[0109]
a＝{a
k
}＝{β1,β2,
…
,β
j
}k＝1,2,
…
,k k＝j
ꢀꢀꢀ
(13)
[0110]
对于等式(7)中定义的对z的梯度β，例如可以假设对位于第j个区间中心附近的值β
j
之间的坐标#i进行线性插值。因此，可以通过矢量函数g(a)来表示梯度。
[0111]
在过程的另一变形中，对沿着发射波束的每个nep参数使用可变长度的j个子区间，并且希望改变每个子区间的子区间连接点和nep参数β
j
，以便找到模型对测量τ
y
的最佳适应性。示意性示例如1005所示，其中npd测量τ
y
的总采样区间在区间i
z
中
[0112][0113]
然后，将总参数矢量定义为
[0114]
a＝{a
k
}＝{β1,β2,
…
,β
j
,i(1),i(2),
…
,i(j
‑
1)}
ꢀꢀꢀ
(15)
[0115]
即，总共k＝2j
‑
1个参数。将g(a)定义为主要是a的β部分的梯度，但可能还包括梯
度项中的连接点i(j)，j＝1,2,
…
,j
‑
1。
[0116]
然后，将等式(7、8)转换为
[0117][0118]
将h(a+h)评估为h中的二阶给出了
[0119][0120][0120][0121]
其中一阶导数是矢量，二阶导数是矩阵。微分细节给出了
[0122][0123][0124]
微分可以通过数值和解析两种方法得到。关于h和等于零的上述近似h(a+h)的微分给出了
[0125][0126]
等于零给出了众所周知的牛顿
‑
拉普森迭代过程
[0127]
a
n+1
＝a
n
+h(a
n
)受约束：β
min
＜α
n+1，j
＜β
max j＝1，2，...，j
[0128]
参数的可观性由二阶导数矩阵的可逆性决定。
[0129]
例如，使用距离和梯度度量的l2范数，即f
d
(x)＝f
g
(x)＝x2，则等式(7)的离散形式可以是
[0130]
w＝{w
i
δ
ij
}v＝{v
i
δ
ij
}
ꢀꢀꢀ
(21)
[0131]
其中，在本领域的任何技术人员可以根据等式(8、9)引入其它范数的情况下，在最小化h(a)的过程中，从参数矢量a开始并添加变化矢量h，该变化矢量非常小，以至于可以使用一阶泰勒展开式，如下所示
[0132][0133]
关于h和等于零的上述近似h(a+h)的微分给出了
[0134][0135][0135][0136]
其中，s
τ
(a)和s
g
(a)是npd模型和梯度模型对参数矢量变化的灵敏度矩阵。当区间之间的连接点是参数的一部分时，可以方便地用数值方法估算灵敏度矩阵。求解了h的等式(23)，给出了迭代方案
[0137]
这就产生了迭代估算方案，如下所示
[0138]
α
n+1
＝α
n
+h(α
n
)
ꢀꢀꢀ
(24)
[0139][0140]
受约束：β
min
＜α
n+1，j
＜β
max j＝1，2，...，j
[0141]
其中，α
n+1,j
是α
j
＝β
j
的第(n+1)次估算。
[0142]
参数矢量α的可观性由矩阵的可逆性s
τ
(a)
t
ws
τ
(a)+s
g
(a)
t
vs
g
(a)决定，这是本领域技术人员已知的标准分析。从图3中可以看到，对于软组织估算的足够宽泛的约束是β
min
≈1.5和β
max
≈3.1。
[0143]
对于用于确定τ
y
(r
t
,z)的hf接收信号中的低噪声，可以依靠等式(20、24)中的两个约束。当hf接收信号以多重散射噪声为主时，根据上面的讨论，可以取w＝0。
[0144]
保持区间i(j)之间的连接点恒定给出了上述算法的简化形式。在这种情况下，参数矢量降低至a＝{β
j
},j＝1...,j，npd模型和梯度模型可以写成线性矩阵运算符和g(a)＝ga，灵敏度矩阵是s
τ
(a)＝a和s
g
(a)＝g。
[0145]
以上说明，本领域技术人员可以通过一系列离散算法来最小化等式(7、16、21)中的泛函数。求取相邻发射光束的结果的平均值也是有用的。等式(16、19)中的泛函数也可以由本领域的任何技术人员扩展以包括相邻发射波束，如等式(7)中对r
t
的积分所给出的。本领域的任何技术人员都可以引入用于最小化h(a)的若干其它算法。
[0146]
在等式(15)的参数矢量中包含了参数区间的过渡点。在某些情况下，它可以通过保持一组固定区间来提供更稳定的优化，并且潜在地允许更大数量的间隔j。还可以引入参数区间j的数目作为要优化的一部分的参数，例如通过将等式(15)中的参数矢量扩展到
[0147]
a＝{a
k
}＝{β1,β2,
…
,β
j
,i(1),i(2),
…
,i(j
‑
1),j}k＝2j
ꢀꢀꢀ
(25)
[0148]
然后，可以优化参数区间j的数目作为上述估算算法的一部分。它可以帮助对一组给定的j值进行等式(15)中的参数矢量的优化，并选择考虑计算时间的最低值h(a)的j值。
[0149]
应当注意的是，利用交叉发射和接收波束估算的npd也可以用于处理利用沿着或靠近hf发射波束轴的hf接收波束轴获得的反向散射hf信号，例如在第7641613号、第8038616号、第8550998号以及第9291493号美国专利中所描述的，以抑制多重散射噪声并估算接收hf反向散射信号的非线性散射。反向散射图像在距离上具有较好的空间分辨率，也是目前常用的图像类型，而交叉波束方法可以更准确地估算npd和pfd的空间变化，且受多重散射噪声的影响较小。
[0150]
为了很好地抑制hf反向散射接收信号中的多重散射噪声，使用相等的hf发射和反向散射接收波束是有利的，如第9291493号美国专利中所描述的。对于图像像素深度z
k
＝ct
k
/2的一阶hf反向散射接收信号的短深度区间的时间傅立叶变换，其中t
k
是该像素的信号的到达时间，可以进行建模，如下所示
[0151]
y
p
(z
k
,r
t
,ω)＝u(ω)∫d2r
t1
h
t
(z
k
,r
t
‑
r
t1
,ω)2σ
p
(r
t1
)
ꢀꢀꢀ
(26)
[0152]
其中组合的hf反向散射h
be
和hf发射h
t
是h
t
h
br
＝h
t2
，因为hf反向散射接收波束和hf发射波束相等，如图6中601所示。z方向上的反向散射观测单元由hf脉冲长度定义，并因此是短的。
[0153]
然后，仅通过在固定深度处对hf反向散射接收信号图像进行横向滤波，就可以获得非常有用的hf反向散射接收信号的合成聚焦，如下所示
[0154][0155]
h
f
(z
k
,r
t
,ω)＝∫d2r
t2
w
rt
(z
k
,r
t
‑
r
t2
,ω)h
t
(z
k
,r
t2
,ω)2[0156]
为了最小化h
f
在横向r
t
上的宽度，选择滤波器核w
rt
，使得傅立叶变换h
f
在横向上的相位梯度为零。用f
rt
{}表示横向坐标中的傅里叶变换，卷积给出了
[0157]
f
rt
{h
f
(z
k
,r
t
,ω)}＝f
rt
{w
rt
(z
k
,r
t
,ω)}f
rt
{h
t
(z
k
,r
t
,ω)2}
ꢀꢀꢀ
(28)
[0158][0158][0159]
其中，k
t
是横向平面中的傅立叶坐标，a
rt
是减少旁瓣的切趾函数。尤其是所谓的维纳型滤波器和匹配滤波器，如下所示
[0160][0161]
f
rt
{w
rt
(z
k
,r
t
,ω)}＝(f
rt
{h
t
(z
k
,r
t
,ω)2})
*
[0162]
其中，μ是要在实际情况下调整以获得良好性能的噪声参数。等式(28、29)包括相位校正和切趾。
[0163]
根据等式(20、24)的估算可以在图5的处理单元511中用等式(3)的线性传播
速度的空间变化估算来模拟h
t
(z
k
,r
t
,ω)。然后，本领域技术人员可以将等式(28、29)中的滤波器核应用于等式(27)中，以产生合成聚焦的hf反向散射接收信号，同时抑制多重散射噪声并通过横向滤波校正波阵面像差。
[0164]
根据等式(3)的估算值可以使用这些值来估算在非均匀介质中产生的用于hf发射波束和hf交叉波束和反向散射接收波束的波阵面像差的阵列元素信号延迟和幅度校正[8、9]。本发明描述了两种用于估算延迟和幅度校正的方法，用于将发射波束和/或接收波束从阵列孔径s
rf
聚焦到焦点r
f
上。假设s
rf
包括阵列中元素总数中的k个元素的集合，其中r
k
是阵列元素#k的中心。
[0165]
在第一种方法中，首先对通过具有空间变化传播速度c0(r)的异质物体从r
f
焦点中的点源到实际阵列孔径的波传播进行数值模拟。将阵列元素#k的中心r
k
处的模拟波函数写为g(r
k
,r
f
,ω)，其中ω是焦点r
f
处的点源的角频率。应当注意的是，g(r
k
,r
f
,ω)是r
f
处点源的格林函数。然后，通过滤波器对每个元素的发射脉冲进行滤波
[0166]
h(r
k
,r
f
,ω)＝a(r
k
,r
f
)g(r
k
,r
f
,ω)
*
k＝1,...,k
ꢀꢀꢀ
(30)
[0167]
其中，a(r
k
,r
f
)是穿过实际孔径s
rf
的发射脉冲的选定幅度切趾函数。g的相位表示均匀介质中波束形成的标准聚焦延迟，又与g的振幅一起表示对由于空间变化的传播速度引起的波阵面像差的最佳振幅和延迟校正[8、9]。然而，该滤波器的主要分量是相位的线性分量，其表示对波阵面像差的延迟校正。
[0168]
利用射线声学技术可以获得一种计算机密集度较低的方法。将定义为阵列前面实际区域的空间平均值c0(r)。在[18]中给出了垂直于声波阵面通过的声射线r(s)的众所周知的微分方程。
[0169][0169][0170]
其中，s是沿着射线的弧长(即，r(s)是射线的标尺表示)，n(r)是材料的空间变化的折射率。为了将发射波束或接收波束聚焦到焦点r
f
上，对从焦点r
f
到阵列元素#k的中心r
k
的声射线r
fk
(s)的等式(31)进行了数值模拟。然后，计算元素#k的波束转向延迟，如下所示
[0171][0172][0173]
其中，al(r
k
,r
f
)是从r
f
到r
k
的声射线r
fk
(s)的声长。
[0174]
为了获得最佳结果，应该如上所述对波束进行3d扫描以获得c0(r)的3d图像。对于波阵面像差的校正，机械仰角扫描的阵列应该是1.75d型，沿着仰角方向具有更大的元素，用于波束聚焦和像差校正。利用全矩阵阵列，可以同时沿着方位和仰角方向获得电子聚焦和波束控制。
[0175]
应当注意的是，对于等式(27
‑
29)中的合成聚焦，可以沿着方位和仰角方向使用固定聚焦的hf发射波束和接收波束，因为合成聚焦是通过对hf接收信号图像进行滤波来完成
的。空间变化的c0(r)估算也可以用作迭代的“弯曲射线”估算过程中的起始参数，以估算空间变化的线性波传播速度和吸收，例如根据断层摄影方法[13
‑
17]。
[0176]
上述方法和仪器提供了定量组织图像，该定量组织图像用于改进对诸如癌症和动脉粥样硬化斑块之类的组织疾病的检测。当疾病组织和一些周围组织的3d数据可用时，它还可以用于人工智能(artificial intelligence，简称ai)检测和表征此类疾病。
[0177]
因此，尽管已经示出、描述和指出了应用于本发明优选实施例的本发明的基本新颖特征，但是应当理解的是，本领域技术人员可以在不脱离本发明精神的情况下，在所示装置的形式和细节以及它们的操作方面进行各种省略、替换和改变。
[0178]
还明确表示，以基本上相同的方式执行基本相同的功能以实现相同结果的那些元素和/或方法步骤的所有组合都在本发明的范围内。此外，应当认识到，结合本发明的任何公开形式或实施例示出和/或描述的结构和/或元素和/或方法步骤可以作为设计选择的一般问题并入任何其它公开或描述或建议的形式或实施例中。因此，本发明仅由所附权利要求的范围限定。
[0179]
参考文件：
[0180]
[1]美国专利us7 641 613
[0181]
[2]美国专利us8 038 616
[0182]
[3]美国专利us8 550 998
[0183]
[4]美国专利us9 291 493
[0184]
[5]美国专利us7 727 156
[0185]
[6]美国专利us8 182 428
[0186]
[7]美国专利申请us15/821 211
[0187]
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