基于時(shí)間增益補(bǔ)償?shù)娜橄俪晹鄬映上袼惴ǖ难芯?

劉 暢,薛晨陽(yáng),張斌珍,張國(guó)軍

(中北大學(xué)儀器科學(xué)與動(dòng)態(tài)測(cè)試教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,太原 030051)

乳腺癌已成為當(dāng)前社會(huì)的重大公共衛(wèi)生問(wèn)題[1]。因此對(duì)乳腺病變的早期發(fā)現(xiàn)、早期治療尤為重要[2]。針對(duì)乳腺組織的特殊性,本課題組設(shè)計(jì)了一種新型的基于可旋轉(zhuǎn)線(xiàn)陣的環(huán)形乳腺超聲成像系統(tǒng)[3]。在已有研究的基礎(chǔ)上,為了能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)乳腺腫塊的檢測(cè)和更為詳細(xì)的內(nèi)部特征信息,從而提高乳腺超聲成像的質(zhì)量顯得非常重要。

然而,由于超聲波在體內(nèi)的傳播過(guò)程中,會(huì)出現(xiàn)聲能的減少[4]。聲衰減的程度取決于傳播組織以及聲波的類(lèi)型[5]。不同組織的衰減系數(shù)不同,衰減量受聲波頻率影響[6]。頻率越高,衰減量越大[7-8]。超聲衰減發(fā)生在體內(nèi)向前的傳播過(guò)程中,也發(fā)生在于聲波返回的過(guò)程中[9]。因此深部組織的回聲強(qiáng)度要明顯低于其初始強(qiáng)度[10]。

綜上所述,本文主要針對(duì)超聲波在軟組織中的衰減問(wèn)題,采用中心頻率為3.5 MHz的1×128微機(jī)械加工壓電超聲換能器(PMUT)陣列發(fā)射/接收超聲信號(hào),對(duì)圓周掃描的測(cè)試方法進(jìn)行了研究,設(shè)計(jì)了基于時(shí)間增益補(bǔ)償(TGC)的乳腺超聲斷層成像算法,完成了對(duì)乳腺模型的水平切片成像,驗(yàn)證了算法的可行性和有效性。

1 乳腺超聲成像系統(tǒng)的測(cè)試方案

乳腺超聲成像系統(tǒng)框圖如圖1所示。主要由電腦工作站、4個(gè)PMUT線(xiàn)陣、電動(dòng)旋轉(zhuǎn)臺(tái)及其控制器、儲(chǔ)水箱、64通道超聲信號(hào)發(fā)射/接收電路和恒溫加熱棒組成。該系統(tǒng)主要的特點(diǎn)是由4個(gè)超聲換能器交叉90°垂直安裝在亞克力夾具上,置于水槽中包圍在乳腺的周?chē)?實(shí)現(xiàn)非接觸的測(cè)量。超聲換能器的配置方案如圖2所示。

圖1 乳腺超聲成像系統(tǒng)框圖

圖2 超聲換能器的配置方案

圖3 圓周掃描測(cè)試方案

針對(duì)該系統(tǒng)的特點(diǎn),乳腺模型放置在旋轉(zhuǎn)臺(tái)的中心孔,圓周掃描的測(cè)試方案如圖3所示。在測(cè)試的過(guò)程中,通過(guò)電動(dòng)旋轉(zhuǎn)臺(tái)驅(qū)動(dòng)超聲換能器實(shí)現(xiàn)360°圓周掃描(旋轉(zhuǎn)間隔角度>0.001°),即X軸和Y軸掃描,如圖3(a)所示。既可以實(shí)現(xiàn)發(fā)射信號(hào)的采集,也可以實(shí)現(xiàn)透射信號(hào)的采集,并將得到的數(shù)據(jù)進(jìn)行重建,采用乳腺超聲斷層掃描算法進(jìn)行成像,就可以獲得一個(gè)水平超聲斷層成像,示意圖如圖3(b)所示。通過(guò)1×128 陣列的超聲換能器實(shí)現(xiàn)Z軸的掃描,一次360°旋轉(zhuǎn),就可以實(shí)現(xiàn)乳腺組織的立體掃描,進(jìn)而實(shí)現(xiàn)三維成像。

2 時(shí)間增益補(bǔ)償

特性聲阻抗差異小的界面比特性聲阻抗差異大的界面所產(chǎn)生的回聲信號(hào)要弱的多。此外,由于聲衰減使超聲在人體組織中傳播時(shí),深部組織的回聲信號(hào)也比淺表的要小。為了能顯示有診斷價(jià)值的弱信號(hào),就要對(duì)弱小信號(hào)提高增益放大,對(duì)深部組織回波信號(hào)就要按照深度進(jìn)行補(bǔ)償衰減的作用[11]。

生物軟組織對(duì)超聲波的衰減是按指數(shù)規(guī)律衰減的。根據(jù)這一衰減規(guī)律,通常使近距離的回聲信號(hào)放小,而將遠(yuǎn)距離的回聲信號(hào)放大,以使不同深度的界面都得到同樣清晰。時(shí)間增益補(bǔ)償作用原理如圖4所示。在設(shè)計(jì)TGC時(shí)除了首先要知道組織的衰減值,確定時(shí)間增益補(bǔ)償?shù)纳仙俾?還要考慮時(shí)間增益的補(bǔ)償范圍,確定補(bǔ)償數(shù)值。

圖4 時(shí)間增益補(bǔ)償?shù)淖饔迷?/p>

上面已經(jīng)指出,超聲波在生物組織中傳播按指數(shù)規(guī)律衰減[12],有

U=U0e-αNfx

(1)

式中:U0為x=0初始聲壓p0相對(duì)應(yīng)的脈沖電壓幅值;U為x處于聲壓p相對(duì)應(yīng)的電壓值;f為超聲波的發(fā)射頻率,單位為MHz;αN為以奈貝表示的聲衰減系數(shù),單位Np/(cm·MHz);x為離開(kāi)聲源處的距離。若以分貝為單位表示衰減,由式(1)可得到

(2)

式中:α是以dB為單位表示的聲衰減系數(shù)[13]。

本文針對(duì)圓周掃描的特點(diǎn),設(shè)計(jì)了基于TGC的乳腺超聲斷層成像算法,算法流程圖如圖5所示。一個(gè)水平切片的乳腺超聲斷層成像的算法流程主要包括:①超聲回波信號(hào)的存儲(chǔ),將數(shù)據(jù)存儲(chǔ)為一個(gè)矩陣形式;②Butterworth濾波,濾除噪聲信號(hào);③對(duì)濾波之后的有效信號(hào)進(jìn)行時(shí)間增益補(bǔ)償,使乳腺內(nèi)部的腫塊信號(hào)特征更為明顯;④對(duì)補(bǔ)償之后的超聲信號(hào)進(jìn)行包絡(luò)檢測(cè);⑤對(duì)數(shù)壓縮,以實(shí)現(xiàn)60 dB動(dòng)態(tài)范圍顯示;⑥對(duì)矩形矩陣的數(shù)據(jù)進(jìn)行坐標(biāo)變換(旋轉(zhuǎn)臺(tái)中心作為參考點(diǎn)),實(shí)現(xiàn)圓周掃描成像;⑦并對(duì)成像進(jìn)行形態(tài)學(xué)處理。利用軟件實(shí)現(xiàn)對(duì)聲波衰減的補(bǔ)償,采用軟組織平均聲衰減率作為設(shè)計(jì)TGC的依據(jù),并進(jìn)行分段的TGC設(shè)置,實(shí)現(xiàn)對(duì)感興趣區(qū)域的成像,從而將乳腺組織內(nèi)部特征信息更為清晰的展現(xiàn)出來(lái)。

圖5 乳腺超聲斷層成像算法流程圖

圖6 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)系統(tǒng)

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析

搭建乳腺超聲成像系統(tǒng)實(shí)驗(yàn)平臺(tái),如圖6所示,最大檢測(cè)孔徑為18 cm×13 cm。因此本文選擇的乳腺模型尺寸為15.5 cm×8 cm,內(nèi)部為5 cm的腫塊置于中心處。而超聲換能器是該系統(tǒng)的關(guān)鍵組件之一,因此對(duì)超聲換能器的選擇非常重要。人體各組織對(duì)超聲波的吸收差異很大,一般來(lái)說(shuō),人體各種軟組織的吸收系數(shù)為0.6 dB/(cm·MHz)～0.7 dB/(cm·MHz)。如果選擇較高的發(fā)射頻率,超聲波的波長(zhǎng)很小,可以獲得較高的探測(cè)分辨率,但是由于信號(hào)衰減太快,探測(cè)深度將受到限制。對(duì)于探測(cè)深度大于20 cm時(shí),超聲發(fā)射頻率不應(yīng)低于3.5 MHz,否則對(duì)超聲衰減的補(bǔ)償會(huì)變得非常困難。因此,本文選擇收發(fā)一體1×128 PMUT線(xiàn)陣,工作電壓為DC 100Vpp,陣元間距為1 mm,中心頻率為3.5 MHz,阻抗為67 Ω,靜態(tài)電容值為665 pF,帶寬為86.7%(-6 dB)[3]。

本實(shí)驗(yàn)在水箱中進(jìn)行,水溫恒定控制在32 ℃。聲波的傳播速度是1 540 m/s。64通道超聲信號(hào)發(fā)射/接收電路控制PMUT線(xiàn)陣,采樣頻率為40 MHz。旋轉(zhuǎn)角度設(shè)置為2°。每個(gè)切片由180條掃描線(xiàn)組成,利用脈沖回波原理,采用圓周掃描的方式進(jìn)行乳腺超聲斷層成像分析。旋轉(zhuǎn)90°就可以獲得128個(gè)水平超聲斷層圖像,其中陣元50接收到超聲回波信號(hào)如圖7所示。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,PMUT能夠發(fā)射和接收超聲信號(hào),并且能夠檢測(cè)到乳腺內(nèi)部腫塊的超聲回波信號(hào),但是幅值非常微弱。這主要是因?yàn)槌暡ㄔ谟龅铰曌杩共煌?種組織間的界面時(shí),界面兩側(cè)組織聲阻抗的差異小造成的。

圖7 原始超聲脈沖回波信號(hào)

由于大部分聲波將在組織中繼續(xù)傳播,只有小部分會(huì)返回?fù)Q能器。而本文中乳腺超聲斷層成像是根據(jù)返回并被換能器接收到的聲波信號(hào)而形成。因此若想提高乳腺成像的質(zhì)量,就需要對(duì)回波信號(hào)進(jìn)行時(shí)間增益補(bǔ)償。利用軟件得到時(shí)間增益補(bǔ)償曲線(xiàn)如圖8所示。在不改變發(fā)射信號(hào)進(jìn)行的前提下,對(duì)乳腺內(nèi)部的組織信息進(jìn)行局部放大補(bǔ)償。局部TGC補(bǔ)償后的超聲回波信號(hào)如圖9所示。

不同的聲衰減系數(shù)α的乳腺超聲斷層成像如圖10 所示,α=0,α=0.1,α=0.4,α=0.6。完成了初步成像,腫塊的大小為5.1 cm在乳腺模型的中心。同時(shí)也可以分辨出乳腺模型的輪廓。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,實(shí)驗(yàn)結(jié)果與理論基本一致。通過(guò)對(duì)比分析,當(dāng)α=0.6 時(shí),經(jīng)過(guò)局部TGC的補(bǔ)償可以看出,能夠更為清晰的展現(xiàn)乳腺內(nèi)部的腫塊信息,從而有效的補(bǔ)償了超聲波的衰減,驗(yàn)證了該算法的有效性和可行性。

圖8 局部時(shí)間增益補(bǔ)償曲線(xiàn)

圖9 TGC處理后的超聲脈沖回波信號(hào)

圖10 陣元50的水平超聲斷層切片成像

通過(guò)對(duì)α=0和α=0.6時(shí)的乳腺超聲斷層成像進(jìn)行三維顯示,有無(wú)TGC補(bǔ)償?shù)男Ч鐖D11所示。通過(guò)TGC補(bǔ)償,可以明顯的看到內(nèi)部腫塊的信息,實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)一步驗(yàn)證TGC補(bǔ)償?shù)挠行?。與現(xiàn)有的算法相比,該算法需要1/2探測(cè)深度就可以進(jìn)行全深度成像,有效降低對(duì)超聲換能器探測(cè)深度的要求,從一定程度上,解決了發(fā)射頻率與探測(cè)深度的矛盾問(wèn)題。而且分辨率具有不均勻性,內(nèi)部分辨率高于邊緣分辨率,因此更有利于對(duì)乳腺內(nèi)部腫塊的探測(cè)。

圖11 水平超聲斷層切片成像的三維示意圖

4 結(jié)論

本文提出了一種基于TGC的乳腺超聲斷層成像算法,并完成了對(duì)乳腺模型的超聲斷層成像。通過(guò)對(duì)比分析可知,TGC能夠有效的補(bǔ)償超聲在乳腺軟組織中的衰減問(wèn)題,實(shí)現(xiàn)了對(duì)腫塊形狀、大小、位置的檢測(cè)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果驗(yàn)證了該算法的有效性和可行性。這只是初步的實(shí)現(xiàn)了聲衰減補(bǔ)償,在實(shí)際臨床應(yīng)用的過(guò)程中,乳腺組織是比較復(fù)雜的,因此需要對(duì)聲衰減系數(shù)進(jìn)行更合理的設(shè)置,根據(jù)軟組織反饋信息實(shí)時(shí)調(diào)整。