專利名稱：一種全數(shù)字化超聲醫(yī)學(xué)裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型屬于超聲醫(yī)學(xué)應(yīng)用領(lǐng)域，采用類似CT超聲透射法方式及其成像算法 得出超聲醫(yī)學(xué)成像，尤其是一種全數(shù)字化超聲醫(yī)學(xué)裝置。
背景技術(shù)：
超聲醫(yī)學(xué)成像是四大臨床成像技術(shù)之一，是醫(yī)療單位臨床診斷的重要手段。傳統(tǒng) 的超聲醫(yī)學(xué)成像是采用反射法，即用一個超聲探頭，在外接激勵信號下，先進(jìn)行發(fā)射， 接著進(jìn)行接收，進(jìn)行掃描斷層成像，在20世紀(jì)末，用于頭部和全身的X線掃描斷層 成像(X—CT)的問世，給醫(yī)學(xué)診斷開創(chuàng)了具有劃時代意義的新篇章，但X線對人 體有損傷，需要超高電壓供電。由此， 一種新的超聲醫(yī)學(xué)成像方法便應(yīng)運(yùn)而生了。
發(fā)明內(nèi)容
本實(shí)用新型的目的是針對現(xiàn)有超聲成像技術(shù)的不足，提供一種全數(shù)字化超聲醫(yī)學(xué) 裝置，它是基于PC平臺實(shí)現(xiàn)的全數(shù)字化超醫(yī)學(xué)成像裝置，該裝置在測量使用過程中， 不僅具有操作簡捷，而且數(shù)字化重建出肌體斷面影像有著X-CT的清晰成像效果，以 及制造與使用成本低廉、并對人體無輻射。
本實(shí)用新型的技術(shù)方案是 一種全數(shù)字化超聲醫(yī)學(xué)裝置，包括同步裝置、發(fā)射 控制部分、陣元選通高壓控制部分、接收控制放大整序部分、A/D驅(qū)動及轉(zhuǎn)換部分、 數(shù)字波束形成部分、DSC數(shù)據(jù)處理部分、顯示單元、PC平臺、電源單元部分。其特 征是同步裝置由發(fā)射換能器和接收換能器組成，發(fā)射控制部分與同步裝置連接，同 步裝置與陣元選通高壓開關(guān)連接，陣元選通高壓開關(guān)與接收控制放大整序連接，接收 控制放大整序與A/D驅(qū)動A/D變換部分連接，A/D驅(qū)動A/D變換部分與數(shù)字波束形 成連接。發(fā)射控制部分、陣元選通高壓開關(guān)、接收控制放大整序、A/D驅(qū)動A/D變換 部分?jǐn)?shù)字波束形分別與高速數(shù)據(jù)總線連接。輸入輸出接口、時序控制電路、DSC數(shù)據(jù) 處理、PC平臺分別與高速數(shù)據(jù)線連接。顯示部分分別連接DSC數(shù)據(jù)處理和PC平臺。
其中，同步裝置能使共軸的發(fā)射換能器和接收換能器沿著一條直線掃描，取得切 面內(nèi)的投影數(shù)據(jù)，然后這對發(fā)射和接收換能器組在同一平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)一個角度，再作直 線掃描，取得這個視角的投影數(shù)據(jù)，如此繼續(xù)下去，取得足夠多的數(shù)據(jù)后，由計(jì)算機(jī) 系統(tǒng)把這些信息組合起來，象X-CT—樣，使用代數(shù)重建法或反投影技術(shù)法來重建超
聲影像。
發(fā)射控制部分由脈沖產(chǎn)生、脈沖排序、電平轉(zhuǎn)換、發(fā)射驅(qū)動和發(fā)射通道選通控制
3處理器組成。
陣元選通高壓控制部分包括收發(fā)隔離電路、接收選通電路、前置放大電路部分。 接收控制放大整序部分包括整序電路、對折電路、整序控制電路和TGC放大電路。
A/D驅(qū)動A/D變換部分包括增益控制放大電路、均勻采樣電路等。 數(shù)字波束形成部分是區(qū)別于傳統(tǒng)模擬超聲系統(tǒng)的重要方面，傳統(tǒng)模擬超聲系統(tǒng)波 束形成順序?yàn)檠訒r-〉求和=〉檢波=〉采樣(DSDS)，基于數(shù)字處理技術(shù)的超聲波 束形成順序?yàn)椴蓸?〉延時=〉求和=〉檢波(SDSD)，包括數(shù)字延遲聚焦電路、變 跡求和電路。數(shù)字延遲聚焦由A/D變換器采樣時鐘確定，為了提高數(shù)字聚焦精度，采 用一個A/D采樣時鐘間隔，為了進(jìn)一步減小數(shù)字延遲的間隔，采用數(shù)字內(nèi)插處理電路。 DSC數(shù)據(jù)處理部分的核心是DSC算法實(shí)現(xiàn)DSC工作時，首先由顯示坐標(biāo)系統(tǒng) 產(chǎn)生圖像顯示區(qū)的x， y坐標(biāo)(與行、場掃描同步)，再變換為探頭所處的U v坐標(biāo)， 最后變換為極坐標(biāo)r、 0。由r、 e值即可從Y、 e存儲器(也稱幀存儲器)中讀取存 儲的回波信號值，但極坐標(biāo)系統(tǒng)中的一個采樣值與x， y坐標(biāo)系統(tǒng)中的像素點(diǎn)一般是 不重合的，所以必須由計(jì)算機(jī)算出的Y、 e值的誤差(即小數(shù)部分)經(jīng)插值來計(jì)算實(shí) 際x， y坐標(biāo)上的像素值。從x， y坐標(biāo)產(chǎn)生到轉(zhuǎn)換為Y、 e及其誤差，通過雙線性插 值，需經(jīng)很多計(jì)算環(huán)節(jié)，要產(chǎn)生很多延遲，在軟件設(shè)計(jì)時采取相關(guān)措施，消除了延遲 的影響。
雙線性插值原理可用圖3說明。超聲掃描按等角度增量均勻分布，各掃查線上 的采樣點(diǎn)按等間隔均勻分布，在x， y坐標(biāo)系統(tǒng)中的任一顯示像素點(diǎn)P，必須找到最 鄰近的四個采樣點(diǎn)Sm，n， Sm+l，n， Sm，n+1和Sm+1， n+l，其中n表示徑向第n個采 樣點(diǎn)，m表示在0方向上第m條線，m和n就是u v到y(tǒng)，0變換輸出的R、 e地址 的整數(shù)部分，而Re和Ae為R、 0地址的小數(shù)部分，由圖可得以下計(jì)算式 A=Sm，n(l-Re)+Sm.n+l.Re
B= Sm+1 n(l-Re) + Sm+l，n+l.Re P=A (l-Ae)+B.Ae -Sm，n(l-Re) (l-Ae) + Sm n+l.Re (l-Ae) + Sm+l，n(l- Re) Ae + Sm+1， n+l.Re Ae xy到iiv坐標(biāo)系統(tǒng)的變換，實(shí)際上就是從顯示系統(tǒng)與探頭成像系統(tǒng)的變換。 輸入輸出接口包括視頻接口、 USB接口、串行接口、并行接口、網(wǎng)絡(luò)接口和操作 控制鍵盤。
時序控制電路部分保證系統(tǒng)發(fā)射接收時序同步。
PC平臺用戶接口以PC工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)與系統(tǒng)連接，用戶通過計(jì)算機(jī)人機(jī)接口控制系統(tǒng)的工作，圖像處理軟件包使用代數(shù)重建法或反投影技術(shù)法來重建超聲影像。 顯示部分釆用高分辨率圖像顯示器，顯示超聲圖像，供醫(yī)師用于臨床診斷。 電源部分用于提供整機(jī)所需的各路穩(wěn)壓電源。
本實(shí)用新型是利用超聲波在人體肌體組織內(nèi)傳播時，會根據(jù)肌體的不同組織，對 超聲波的能量吸收不同。具體是當(dāng)超聲波遇到肌體的不同組織時，會發(fā)生不同程度的 透射、衍射、折射和反射，從而穿過肌體的聲速、聲衰減會發(fā)生變化，到達(dá)肌體另一 側(cè)后的超聲波，具有空間分布的不同超聲波能量被陣元接收換能器接收，經(jīng)后續(xù)系統(tǒng) 信號處理電路和數(shù)字成像算法得出的數(shù)字量大小就不同，從而就會得出明暗不同的灰 度斷面成像。其測量方式及算法類似于CT原理，再現(xiàn)肌體斷面的成像效果也與CT 相差無幾。
以下結(jié)合附圖及實(shí)施例對本實(shí)用新型作進(jìn)一步說明。


圖1是本實(shí)用新型的系統(tǒng)模塊及控制單元組成框圖； 圖2是本實(shí)用新型的同步測量裝置示意圖3是本實(shí)用新型模塊單元中DSC成像算法的雙線性插值原理示意圖； 圖4是本實(shí)用新型模塊中DSC成像算法的xy到nv坐標(biāo)系統(tǒng)變換圖。 圖中，l.發(fā)射探頭，2.接收探頭。
具體實(shí)施方式
參照
圖1中所示的系統(tǒng)組成框圖，它標(biāo)示出本實(shí)用新型裝置中各功能模塊及控制 單元間的信號流程。它是基于PC平臺實(shí)現(xiàn)的全數(shù)字化超聲醫(yī)學(xué)成像裝置，具體裝置 包括同步裝置、發(fā)射控制部分、陣元選通高壓控制部分、接收控制放大整序部分、A/D 驅(qū)動及轉(zhuǎn)換部分、數(shù)字波束形成部分、DSC數(shù)據(jù)處理部分、顯示單元、PC平臺、電 源單元部分。其中，發(fā)射控制部分與同步裝置連接，同步裝置與陣元選通高壓開關(guān)連 接，陣元選通高壓開關(guān)與接收控制放大整序連接，接收控制放大整序與A/D驅(qū)動A/D 變換部分連接，A/D驅(qū)動A/D變換部分與數(shù)字波束形成連接。發(fā)射控制部分、陣元選 通高壓開關(guān)、接收控制放大整序、A/D驅(qū)動A/D變換部分?jǐn)?shù)字波束形分別與高速數(shù)據(jù) 總線連接。輸入輸出接口、時序控制電路、DSC數(shù)據(jù)處理、PC平臺分別與高速數(shù)據(jù) 線總連接。顯示部分分別連接DSC數(shù)據(jù)處理和PC平臺。
參照圖2所示，同步裝置采用兩個超聲換能器探頭，其中一個是發(fā)射換能器，另 一個是接收換能器。它能使共軸的發(fā)射換能器和接收換能器沿著一條直線掃描，取得 切面內(nèi)的投影數(shù)據(jù)，然后這對發(fā)射和接收換能器組在同一平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)一個角度，再作 直線掃描，取得這個視角的投影數(shù)據(jù)，如此繼續(xù)下去，取得足夠多的數(shù)據(jù)后，由計(jì)算 機(jī)系統(tǒng)把這些信息組合起來，像X-CT—樣，使用代數(shù)重建法或反投影技術(shù)法來重建超聲影像。具體機(jī)理是它是由一對處于共軸的超聲波發(fā)射探頭和超聲波接收探頭置 于被測體的兩側(cè)，且發(fā)射頭和接收頭相向，兩者的間距及轉(zhuǎn)向可由調(diào)節(jié)機(jī)構(gòu)裝置進(jìn)行 調(diào)節(jié)。測量中，由發(fā)射探頭發(fā)出超聲波，發(fā)出的超聲波遇到肌體的不同組織，其吸收 和透過的超聲波能量會不同，透過肌體組織后的超聲波聲速和聲衰減就會發(fā)生變化， 經(jīng)接收換能器探頭接收后，相應(yīng)陣元換能的模擬信號量大小就會不同，經(jīng)后續(xù)信號處 理單元和成像算法單元得到的數(shù)字量大小會不同，最終就會重建出肌體斷面的不同影
像灰度。如此繼續(xù)下去，在不同方位轉(zhuǎn)動這對處于共軸的收發(fā)換能器探頭，分別取得 肌體的不同斷面成像，從而達(dá)到類似X-CT的測量方式和斷面成像效果。 系統(tǒng)流程圖中的其它模塊和控制單元功能實(shí)施如下
發(fā)射控制部分由脈沖產(chǎn)生、脈沖排序、電平轉(zhuǎn)換、發(fā)射驅(qū)動和發(fā)射通道選通控制 處理器組成。
陣元選通高壓控制部分包括收發(fā)隔離電路、接收選通電路、前置放大電路部分。 接收控制放大整序部分包括整序電路、對折電路、整序控制電路和TGC放大電路。
A/D驅(qū)動A/D變換部分包括增益控制放大電路、均勻采樣電路等。 數(shù)字波束形成部分是區(qū)別于傳統(tǒng)模擬超聲系統(tǒng)的重要方面，傳統(tǒng)模擬超聲系統(tǒng)波 束形成順序?yàn)檠訒r=〉求和=〉檢波=〉采樣(DSDS)，基于數(shù)字處理技術(shù)的超聲波 束形成順序?yàn)椴蓸?〉延時=〉求和=〉檢波(SDSD)，包括數(shù)字延遲聚焦電路、變 跡求和電路。數(shù)字延遲聚焦由A/D變換器采樣時鐘脈沖確定，為了提高數(shù)字聚焦精度， 采用一個A/D采樣時鐘間隔，為了進(jìn)一步減小數(shù)字延遲的間隔，采用數(shù)字內(nèi)插處理電 路。
DSC (數(shù)字掃描變換)單元數(shù)據(jù)處理部分的核心是DSC算法實(shí)現(xiàn)如附圖4所 示，DSC工作時，首先由顯示坐標(biāo)系統(tǒng)產(chǎn)生圖像顯示區(qū)的x， y坐標(biāo)(與行、場掃描 同步)，再變換為探頭所處的U v坐標(biāo)，最后變換為極坐標(biāo)r、 6。由r、 e值即可從 Y、 0存儲器(也稱幀存儲器)中讀取存儲的回波信號值，但極坐標(biāo)系統(tǒng)中的一個采 樣值與x， y坐標(biāo)系統(tǒng)中的像素點(diǎn)一般是不重合的，所以必須由計(jì)算機(jī)算出的Y、 e值 的誤差(即小數(shù)部分)經(jīng)插值來計(jì)算實(shí)際x， y坐標(biāo)上的像素值。從x, y坐標(biāo)產(chǎn)生到 轉(zhuǎn)換為Y、 e及其誤差，通過雙線性插值，需經(jīng)很多計(jì)算環(huán)節(jié)，要產(chǎn)生很多延遲，在 軟件設(shè)計(jì)時采取相關(guān)措施，消除了延遲的影響。
雙線性插值原理可用圖3說明超聲掃描按等角度增量均勻分布，各掃査線上的 采樣點(diǎn)按等間隔均勻分布，在x, y坐標(biāo)系統(tǒng)中的任一顯示像素點(diǎn)P，必須找到最鄰 近的四個釆樣點(diǎn)Sm，n， Sm+l，n， Sm，n+1和Sm+1， n+l，其中n表示徑向第n個采樣 點(diǎn)，m表示在e方向上第m條線，m和n就是ix v到Y(jié)，e變換輸出的R、 0地址的整數(shù)部分，而Re和Ae為R、 6地址的小數(shù)部分，由圖可得以下計(jì)算式 A=Sm，n(l-Re)+Sm.n+l.Re
B= Sm+1 n(l隱Re) + Sm+l，n+l.Re
P=A(l-Ae)+B.Ae
-Sm，n(l-Re) (l-Ae) + Sm n+l.Re (l-Ae) + Sm+l，n(l- Re) Ae + Sm+1， n+l.Re Ae
xy到uv坐標(biāo)系統(tǒng)的變換，實(shí)際上就是從顯示系統(tǒng)與探頭成像系統(tǒng)的變換，可用 如下圖4所示來說明；
輸入輸出接口包括視頻接口、 USB接口、串行接口、并行接口、網(wǎng)絡(luò)接口和操作 控制鍵盤；
時序控制電路部分可保證系統(tǒng)發(fā)射和接收時序同步；
PC平臺用戶接口以PC工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)與系統(tǒng)連接，用戶通過計(jì)算機(jī)人機(jī)接口控制系 統(tǒng)的工作，圖像處理軟件包使用代數(shù)重建法或反投影技術(shù)法來重建超聲影像； 顯示部分采用高分辨率圖像顯示器，顯示超聲圖像，供醫(yī)師用于臨床診斷； 電源部分用于提供整機(jī)所需的各路穩(wěn)壓電源。'
測量實(shí)施過程中，系統(tǒng)各功能模塊和控制單元間協(xié)同工作，其信號流程如附圖l 所示。控制單元部分采用FPGA處理芯片，64位寬總線作為各功能模塊及控制單元 間的信息聯(lián)絡(luò)通道，釆用并行數(shù)據(jù)處理技術(shù)。因此，其數(shù)據(jù)單元的.A/D轉(zhuǎn)換及運(yùn)算處 理速度隨之大大提高；同時，電源部分耐波紋電壓高，整機(jī)性能穩(wěn)定和結(jié)構(gòu)緊湊?？?之，本裝置在測量使用過程中，不僅具有操作簡捷，而且數(shù)字化重建出肌體斷面影像 有著CT的清晰成像效果，以及制造與使用成本低廉、并對人體無輻射方面的優(yōu)點(diǎn)。
權(quán)利要求1、一種新的超聲醫(yī)學(xué)成像裝置，包括同步裝置、發(fā)射控制部分、超聲發(fā)射換能器、超聲接收換能器、陣元選通高壓控制部分、接收控制放大整序部分、A/D驅(qū)動及轉(zhuǎn)換部分、數(shù)字波束形成部分、DSC數(shù)據(jù)處理部分、顯示單元、PC平臺、電源單元部分；其特征是發(fā)射控制部分與同步裝置連接，同步裝置與陣元選通高壓開關(guān)連接，陣元選通高壓開關(guān)與接收控制放大整序連接，接收控制放大整序與A/D驅(qū)動A/D變換部分連接，A/D驅(qū)動A/D變換部分與數(shù)字波束形成連接；發(fā)射控制部分、陣元選通高壓開關(guān)、接收控制放大整序、A/D驅(qū)動A/D變換部分?jǐn)?shù)字波束形分別與高速數(shù)據(jù)總線連接；輸入輸出接口、時序控制電路、DSC數(shù)據(jù)處理、PC平臺分別與高速數(shù)據(jù)總線連接；顯示部分分別連接DSC數(shù)據(jù)處理和PC平臺。
2、 根據(jù)權(quán)利1所述的一種新的超聲醫(yī)學(xué)成像方法，其特征在于同步裝置采用 兩個超聲換能器探頭，其中一個是發(fā)射換能器，另一個是接收換能器。
專利摘要本實(shí)用新型公開了一種新的超聲醫(yī)學(xué)成像裝置，包括同步裝置、發(fā)射控制部分、陣元選通高壓控制部分、接收控制放大整序部分、A/D驅(qū)動及轉(zhuǎn)換部分、數(shù)字波束形成部分、DSC數(shù)據(jù)處理部分、顯示單元、PC平臺、電源單元部分；其特征是同步裝置由發(fā)射換能器和接收換能器組成，發(fā)射控制部分與同步裝置連接，同步裝置與陣元選通高壓開關(guān)連接，陣元選通高壓開關(guān)與接收控制放大整序連接，接收控制放大整序與A/D驅(qū)動A/D變換部分連接，A/D驅(qū)動A/D變換部分與數(shù)字波束形成連接；發(fā)射控制部分、陣元選通高壓開關(guān)、接收控制放大整序、A/D驅(qū)動A/D變換部分?jǐn)?shù)字波束形分別與高速數(shù)據(jù)總線連接；輸入輸出接口、時序控制電路、DSC數(shù)據(jù)處理、PC平臺分別與高速數(shù)據(jù)總線連接；顯示部分分別連接DSC數(shù)據(jù)處理和PC平臺。本實(shí)用新型的優(yōu)點(diǎn)是具有數(shù)字化重建的圖像清晰，對人體無輻射，成本低等優(yōu)點(diǎn)。
文檔編號A61B8/13GK201260673SQ20082004203
公開日2009年6月24日 申請日期2008年8月6日 優(yōu)先權(quán)日2008年8月6日
發(fā)明者劉尊亮, 磊 呂, 呂單敏, 岳忠良 申請人:徐州雷奧醫(yī)療設(shè)備有限公司