李勇先生深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司超声研发部主任工程师、...

李勇先生深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司超声研发部主任工程师、博士。

在数字超声产品领域，从全数字黑白B超到全数字彩超，迈瑞在掌握核心技术的基础上实现技术突破，在彩超高端技术领域完成了高性能多波束前端设计、血流信号高灵敏度检测方法等众多前沿超声成像技术和先进临床解决方案的设计。本文结合中国首台完全自主知识产权的DC-6全数字彩色多普勒超声诊断系统的特点，重点介绍一下彩超的前沿数字化技术。

一 发射加权

在医学超声成像系统中，发射加权技术是指在超声发射时，各个阵元发射的脉冲波形不相同，这样能够降低发射波束的旁瓣，改善发射波束的质量。各个阵元发射脉冲可以在波形幅度和波形频率中各不相同。迈瑞公司的DC-6全数字化彩色多普勒超声诊断仪，采用数字化技术来控制发射脉冲波形，各个阵元发射脉冲波形的幅度和宽度可以采用数字的方式量化，这样DC-6系统能够非常方便灵活地实现发射加权。

改善发射波束质量的主要目的是为了提高图像的横向分辨率和提高图像的对比分辨率。一般来说，在医学超声成像系统中，图像的横向空间分辨率是由探头发射和接收的波束决定。而图像的纵向空间分辨率由接收到的回波信号的频谱决定。发射和接收波束一般用主瓣宽度、旁瓣两个特征来衡量。一般来说，主瓣宽度这个特征决定图像的横向分辨率，而旁瓣这个特征表示了其它区域的组织对该波束的影响。为了得到较好的对比分辨率，一般超声系统需要有较低的旁瓣。比如在实际成像中，如果感兴趣图像区域是一个被强反射界面包围的低回声区，比如弱回声的肝脏组织以及强回声的肝包膜。如果超声系统的旁瓣比较高，那么在弱回声的肝脏组织区域，波束的旁瓣能够接收到强回声的肝包膜信号，肝脏组织的对比分辨率下降。降低旁瓣可以采用加权的方法来实现，为了达到最优的图像效果，医学超声成像系统一般在发射和接收两个方面实现加权。

发射加权可以通过控制各个阵元发射脉冲的幅度和控制各个阵元发射脉冲的宽度实现。各个阵元发射电压的幅度不同称为发射幅度加权。实现发射幅度加权要求超声系统具有可编程的高压放大电路或多个高压电源。这种采用可编程的高压放大电路或者增加高压电源数目的方式大大增加了超声系统的复杂度。为了提高图像质量，DC-6全数

字化彩色多普勒超声诊断仪采用多个高压电源方式，实现发射幅度加权。

图1是发射波束的剖面图，横坐标表示沿着探头阵元方向，单位是mm，纵坐标表示归一化的幅度，单位是db。实线表示的各个发射通道电压幅度相同的结果，虚线表示各个发射通道电压幅度经过汉明窗加权后的结果。从图中可以看到，汉明窗加权的效果可以将旁瓣降低7db左右，但同时略微加宽主瓣。如前所述，降低旁瓣能够提高图像的对比分辨率，稍稍增宽的主瓣对于图像横向分辨率的影响非常小。

通过改变各个阵元发射脉冲的宽度，也可以改变发射波束的剖面图，从而实现降低旁瓣的作用。图2给出了几个阵元的发射波形。不仅各个通道电压的幅度不同，其脉冲宽度也各不相同。控制发射脉冲宽度可以控制发射脉冲波的能量。简化起见，不妨假设系统具有6个阵元，其中阵元3和阵元4是中心阵元，发射电压较高，发射脉冲宽度较宽。通道离中心通道越远，如阵元1和阵元6，发射电压较低，发射脉宽较窄。

DC-6全数字化彩色多普勒超声诊断仪是同时控制各个阵元发射脉冲的幅度和各个阵元发射脉冲的宽度，实现发射加权。通过这种方式，改善发射波束性能，降低发射波束的旁瓣等级。在该系统中，每个阵元的发射波形均可以用数字化后的发射序列来描述。为了实现图2中的发射加权，图3给出了各个阵元的发射波形控制序列。各个阵元的发射序列经过高压脉冲模块产生高压脉冲，并加载到探头阵元上。简化起见，不妨假设系统具有6个阵元，具有不同发射电压。发射序列中0表示零电平，1、2、3分别代表不同的电压幅度，负号表示电压相反。DC-6系统通过调整数字化后的发射波形的序列，可以调整各个阵元发射脉冲的幅度和宽度，实现发射加权，从而改善发射波束的质量。

二 数字波束合成

如前所述，在医学超声成像系统中，整个波束的形状是由发射和接收波束确定。发射加权是从发射的角度改善波束的性能，波束合成的目的从接收的角度是改善波束的性能。波束合成能够变窄接收到某点回波的波束，减弱从其它位置散射的超声信号的影响。如图4所示，波束合成通过调整各个通道的延时，使得从某点回波同时达到后面的处理模块。这样我们称该点已经聚焦。

波束合成的准确和精度对于超声图像影响非常大。波束合成电路一般是采用时间延时调整或者相位调整的方法。调整依据是超声波的传播时间，波束合成调整超声波从聚焦点到各个阵元之间的时间差异，处理各个通道间相关性较强的回波，提高回波幅度相对于噪声的信噪比，减弱其非聚焦方向上超声波的影响。

波束合成一般分为模拟波束合成和数字波束合成。在模拟波束合成中，一般采用模拟延时线和相加的网络来实现。如图5(a)所示，各个阵元的超声回波信号经过模拟延时线调整后，经过相加处理，再进行AD采样，进入其它处理模块。在波束合成的延时调整环节中是对回波模拟信号处理。在数字波束合成中，一般采用直接对各个阵元的超声回波AD采样、数字化。如图5(b)所示，各个阵元回波信号经过AD采样数字化后，在数字域进行延时调整，再进入其它处理模块。由于对每个阵元先进行AD处理，因此数字波束合成会增加AD的数量。

模拟波束合成在很多方面约束医学超声系统的设计。一般来说，模拟波束合成模块相对比较昂贵，可靠性差，受到环境和元器件老化的影响较大。模拟波束合成模块在生产、安装上要求都比较高。模拟延时线的使用使得超声的设计变得非常不灵活。比如当前超声设备中经常使用多波束处理，多波束能够很好地提高超声实时图像的帧率。如果依然采用模拟波束合成方式，那么超声设备将会变得非常的昂贵。

数字波束合成的优点是延时调整精确高、稳定、设计灵活。一般医学超声成像系统中使用的超声频率是1~10MHz，当前超声系统中的AD采样频率可以达到40~50MHz。这样高的采样频率已经超过超声射频信号的尼奎斯采样频率。DC-6全数字化彩色多普勒超声诊断仪采用数字波束合成方式，其AD采样频率达到40MHz。但是，在数字延时调整处理中，为了保证延时调整的精确性，AD采样率需要比尼奎斯采样频率高好几倍。比如AD采样率最好是100MHz以上。DC-6超声系统通过数字处理方式使得在不增加AD 采样率的情况下，提高延时调整精确性。并且在数字波束合成的方式下，DC-6超声系统可以很方便地实现多波束技术。

三实时逐点动态聚焦，实时动态孔径和实时动态变迹

DC-6全数字化彩色多普勒超声诊断仪采用数字波束合成方式，可以非常方便灵活地实现波束接收时的实时逐点动态聚焦，实时动态孔径和实时动态变迹。

在超声成像系统中，超声回波的接收过程是超声发射过程的逆过程。当某个深度的物体受到超声波激励后，会向各个方向散射。当散射的回波激励探头阵元，那么会产生电信号。由于物体距离各个阵元并不相同，由该物体产生的相干信号在达到各个阵元的时间也不相同。实时逐点动态聚焦是指在接收时，对每个接收点，实时调整各个阵元回波的延时，将回波的相干部分相加，使得回波信号达到最大。

如前所述，为了达到最优的图像效果，降低旁瓣，医学超声成像系统一般需要在发射和接收两个方面实现加权。在数字波束合成系统中，每个通道的回波在波束合成之前已经数字化。在波束合成时，接收焦点随深度变化时，用于相加的通道数目也实时发生改变。这种孔径的实时改变称为实时动态孔径。在波束合成时，接收焦点随深度变化时，各个通道的回波乘以不同的系数，使得波束合成时各个通道的权重并不同。这种动态改变接收的孔径的权重称为实时动态变迹。

图6给出了不同深度下，相对于中心阵元，各个通道归一化的延时的包络情况。从图6可以看出，随着深度的变化，延时的参数变化比较大。同时随着深度的变化，接收孔径也动态发生变化。

在DC-6数字波束合成系统中，实时逐点动态聚焦，实时动态孔径和实时动态变迹技术在数字波束合成时同时实现。如图7所示，数字波束合成时，随着接收焦点深度变化，数字化后的动态孔径参数，动态变迹参数和延时聚焦参数加载在各个通道的回波中。

为了使得图像最优化，需要在每个深度点均实现延时参数调整。对于某些探头，如相控阵探头，空间上每条扫描线的聚焦延时均不同，如果直接存储这些数字化后的参数，延时聚焦参数量会非常大。为了减小数据的存储量，DC-6数字波束合成系统，各个阵元的延时参数均采用实时计算出来。

四 多波束技术

在医学超声成像中，一般是在扫描平面上，不断改变扫描波束的位置，最终形成二维图像。比如在相控阵成像时，采用电子控制发射和接收波束的方式，探头阵元固定不动，而波束的聚焦和偏转的位置改变，最后形成二维剖面图像。当前的医学超声成像系统中，一般采用脉冲回波方式成像。系统发射一个较窄的波束，该波束的聚焦点正好是某波束对应的位置，然后系统进入接收回波状态。在超声接收回波时，动态调整接收聚焦位置，系统接收对应位置的回波。整个过程需要对每条线重复处理，大约100~200次才能够形成一幅完整的图像。为了防止前一次发射的超声波不会影响到下一次接收回波，两次发射之间需要相隔一定的时间。

不妨假设两次发射之间的时间是T ，成像时的图像探测深度是20cm ，声波在人体内传播速度是1540m/s ，每帧图像的线密度是128线，那么成像时系统的帧率rate 是

301540

/2.021*******=××=×=T rate 即每秒能够显示30帧。

为了能够观察到物体运动的快速变化(如心脏成像时心脏瓣膜的运动)，需要提高二维图像的帧率。在彩色血流成像时，需要在每条扫描线发射4~16次，而不是二维成像时的一次，此时图像的帧率会下降得非常利害。帧率的下降会影响对脏器运动的检测。在这种情况下，一般需要采用多波束技术，同时接收几条线。为了提高图的帧率，DC-6全数字化彩色多普勒超声诊断仪采用四波束技术。如图8所示，系统产生一个较宽的发射区域，同时接收四个区域的回波。

DC-6系统在接收时，分别在四个区域的接收方向上，调整各个阵元接收到的回波信号的延时，使得在对应的接收方向灵敏度最大，从而实现了一次发射，四次接收。DC-6系统采用完全的数字波束方式，各个阵元的回波在进行任何处理前均已经实现数字化。

只需要同时计算四套延时参数，就能够非常方便地实现多波束技术。DC-6系统采用四波束技术后，彩色血流图像变化得更加平缓，二维图像能够观察到脏器快速变化。

五 一键优化

在超声二维成像时，超声信号转变成为用于显示的灰度信息。用户可以调节时间增益补偿曲线和总增益来调整信号的增益，从而改变灰度图像。

一般来说，用户通常通过调节增益来调节图像的亮度。在许多情况下，用户调节增益主要目的是调整图像区域中组织的灰度值，从而使得该灰度值相对于整个图像来说在一个比较狭小的区域。在很多的情况下，在0~255的灰阶中，用户一般趋向于将组织的灰度值调整到第64级灰度。但是用户调节可能会有其它影响，当用户将软组织的亮度调整到合适时，图像的噪声有可能抑制得并不合适，或者图像中灰度出现饱和。此时，用户会改变图像增益或动态范围或后处理曲线等图像参数优化图像。在种种情况下，小信号可能被抑制，大信号可能会饱和，从而导致图像信息会丢失。这种图像的调整也要求用户有非常丰富的经验，而且比较费时间，对用户有较高的要求。

从超声成像系统来说，理想情况下，最后图像显示的动态范围应该和输入信号的动态范围相同，增益应该使得输入信号的范围和图像显示的范围相匹配。在这种情况下，没有信号丢失，超声系统的量化噪声最小。同时，软组织的信号被映射特定的显示灰度区域，使得整个图像表现得均衡。DC-6全数字化彩色多普勒超声诊断仪采用一键优化技术，使图像能够自动调整，使得普通用户也能够得到较好的图像，简化用户的操作。

图9给出了DC-6系统一键优化的基本处理流程。通过分析最后的显示图像结果，对图像进行直方图分析，得到成像时候比较合适的增益，动态范围和时间增益补偿曲线。由于DC-6系统在波束合成就已经数字化，整个信号处理均采用数字化方式，因此所有的调节参数均可以计算出。这些计算出的修正后的参数输入到二维成像处理过程中，使得图像结果自动接近最优化状态。

六 特异性组织成像

在医学超声成像中，利用超声波进行成像。超声波是声波的一种，医学超声成像一般采用1~20MHz的超声波进行成像。超声波在媒介中传播的速度与媒介有关。一般来

说，媒介越难被压缩，声阻抗越大，超声波传播的速度越高。表1列出了超声波在人体内各种媒介中的传播速度以及所对应的声阻抗。从下表可以看出，超声波在人体软组织中的传播速度相差较小，其平均传播速度是1540ms-1。一般来说对于混合的软组织，在软组织边界上产生的反射和折射对超声波波束的形态影响较小。但是对于骨头等超声波传播速度较高的媒介，对超声波的波束影响非常大。因此，在临床中为了得到正确的诊断信息，均需要尽可能避开骨头的影响。

在频率1~ 20MHz的频率范围内，超声波的频散效应非常小，超声波传播速度可以认为和频率无关。在环境温度变化较小时，温度对于超声波传播速度的影响也可以认为被忽略。

对于混合的软组织，一般采用平均传播速度1540ms-1这个参数值成像。但是由于个体的差异和检查部位的差异，混合软组织可能会是脂肪，肌肉或者血液占主导。超声波在脂肪，肌肉和血液中传播速度分别为1450ms-1，1580ms-1和1570ms-1。这种超声波传播速度的差异会导致通过回波估算物体的距离有误差。这种距离估计的误差对于二维图像和多普勒图像均有影响。

DC-6全数字化彩色多普勒超声诊断仪可以校正这种由于超声波传播速度导致的距离估计的误差。当用户在菜单中选择不同的组织(脂肪，肌肉，液性，通常)时，那么系统会根据不同超声波传播速度，实时调整成像参数，优化图像质量，减小由于人体中声阻抗的差异导致的图像扭曲。

（全文完）

来源：《世界医疗器械》

出版日期：2007年6月