超声造影成像的方法、超声装置及计算机存储介质与流程

1.本发明实施例涉及超声领域，并且更具体地，涉及一种超声造影成像的方法、超声装置及计算机存储介质。


背景技术：

2.超声检查无辐射、使用方便、费用低，是很重要的影像学工具之一。近年来，超声造影成像在病灶的良恶性诊断中扮演着日益重要的角色，其可以通过将超声造影剂注入体内并使用超声造影成像技术进行成像来完成。
3.超声造影剂的主要成分是由特殊材料外壳包裹惰性气体的微气泡。微气泡对激励声压的改变非常敏感，尤其是造影设备的激励电压峰-峰值的改变对扫查切面内贴近探头附近的微泡影响更明显。目前具有造影功能的超声设备会有多级的声输出控制，既能满足常规成像的高电压要求，又能满足造影模式的低电压要求。但是，在降低或增加声功率(acoustic power，ap)时，电压改变会导致微气泡回波强度产生相应的变化，使得得到的超声造影图像的亮度会产生跳变，从而导致不利于人眼观察，进而甚至可能导致基于超声造影图像的分析结论不准确。


技术实现要素：

4.本发明实施例提供了一种超声造影成像的方法、超声装置及计算机存储介质。
5.在第一方面，提供了一种超声造影成像的方法，包括：
6.以目标发射电压激励超声探头向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，其中，所述目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的；
7.根据用户对声功率的档位调节，确定前端模拟增益；
8.基于所述前端模拟增益，接收从所述目标对象返回的超声回波；
9.对所述超声回波进行处理，得到超声回波信号；
10.根据所述超声回波信号，得到所述目标对象的超声造影图像。
11.在第二方面，提供了一种超声造影成像的方法，包括：
12.以目标发射电压激励超声探头向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，其中，所述目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的；
13.接收从所述目标对象返回的超声回波，得到超声回波信号；
14.根据所述超声回波信号，得到所述目标对象的超声造影图像。
15.在第三方面，提供了一种超声装置，包括：
16.超声探头；
17.发射/接收选择开关，用于以目标发射电压激励超声探头向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，并激励所述超声探头经由接收电路接收从所述目标对象返回的超声回
波，其中，所述目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的；
18.存储器，用于存储所述处理器执行的程序；
19.处理器，用于对所述超声回波进行处理，得到超声回波信号，并根据所述超声回波信号，得到所述目标对象的超声造影图像；
20.显示器，用于显示所述超声造影图像。
21.在第四方面，提供了一种计算机存储介质，其上存储有计算机程序，所述计算机程序被计算机或处理器执行时实现上述第一方面或者第二方面所述方法的步骤。
22.由此可见，本发明实施例中，随着用户对声功率档位的调节，能够实现对发射电压的调节，并且发射电压随档位的变化是不均匀的；更进一步地，可以基于用户对声功率档位的调节，对前端模拟增益进行调节，避免因发射电压改变导致微气泡回波强度产生的变化而引起的超声造影图像的亮度跳变。
附图说明
23.为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
24.图1是超声装置的一个示意框图；
25.图2是本发明实施例的超声造影成像方法的一个示意性流程图；
26.图3是超声系统的一个示意框图；
27.图4是本发明实施例的超声造影成像方法的另一个示意性流程图；
28.图5是本发明实施例的发射电压与档位之间的对数曲线关系的示意图；
29.图6是本发明实施例的预设模拟增益曲线的一个示意图；
30.图7是本发明实施例的前端模拟增益曲线的一个示意图；
31.图8是本发明实施例的总增益曲线的一个示意图。
具体实施方式
32.下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
33.近年来，超声造影成像在肝癌、甲状腺癌和乳腺癌等恶性疾病的诊断中扮演着日益重要的角色。
34.超声波遇见散射体会发生散射，其散射的强弱与散射体的大小、形状及与周边组织的声阻抗差相关，在血液中加入声阻抗与血液截然不同的介质(例如微气泡)，则血液内的散射增强，这就是声学造影的基本原理。
35.组织超声造影成像正是利用这一原理，经由静脉注入超声造影剂(含微气泡的溶液)，之后造影剂可以随血流灌注进入器官、组织，使其在超声设备上显影或显影增强，从而
为临床诊断提供重要依据。
36.医生使用超声造影设备在进行造影检查时，一般在注入超声造影剂的同时开启计时器，并采用向后存储的方式，对扫查切面内的病灶图像进行存储。检查完毕后，临床医生会打开存储的造影电影数据进行回顾分析，观察造影剂微泡在病灶内部的灌注模式以及与周边正常组织内微泡灌注模式对比，结合病史分析确定病灶的性质，从而进行良恶性的鉴别诊断。此外，医生还可以借助造影定量分析工具，对存储的造影电影数据进行更深入地定量分析，进行具有统计学意义的研究，期望发现某些性质疾病的超声造影表现规律等。
37.可理解的是，“造影术”是指用于可视化身体的血管和器官的内部或内腔的医学成像技术，其特别适用于动脉、静脉和心腔。其传统上通过将不透射线的造影剂注入血管并使用基于x射线的技术(例如荧光透视)进行成像来完成。传统上血管造影术严格定义为基于投影射线照相术。然而，近来该术语也已应用于较新的血管成像技术，例如ct血管造影和mr血管造影术。
38.超声造影剂依赖于声波从物质之间的界面反射的不同方式。这可能是小气泡或更复杂的结构的表面。举例来说，造影剂可以是充气的微泡，其被在静脉内施用于体循环。微泡具有高度的回声性(物体反射超声波的能力)。微泡中的气体与身体的软组织周围的回声性存在很大差异。因此，使用微泡造影剂的超声成像增强了超声波的超声背向散射，以产生由于高回声差异而具有增加的对比度的超声波图。对比增强超声可用于对器官中的血液灌注进行成像，测量心脏和其他器官中的血流速率，以及用于其他应用等。
39.常规超声成像的模式例如b-mode、彩色多普勒等，都是挖掘发挥系统和探头的最大潜力，在保证安全的情况下，尽可能追求成像信噪比和穿透力，因此使用的是高发射能量/电压。而造影成像模式则主要靠微气泡的反射回波成像，为了防止微气泡被击碎，造影模式需要系统工作在低电压。所以具有造影功能的超声设备会有多级的声输出控制，既能满足常规成像的高电压要求，又能满足造影模式的低电压要求。例如iec60601-2-37规定，对于实时显示机械指数(mechanical index，mi)参数的系统，在调节声功率的档位的时候，mi的步长不得超过0.2db。如果只是满足这个规定的多级声输出系统，面临的两个典型问题如下：
40.1、设备的发射电压(或声输出功率acoustic power)的量化级数不够。比如mi的变化步长假设为0.15(小于0.2满足法规要求)，使用该系统某一档ap的发射条件进行造影成像时，若发现超声造影剂微泡存在被击碎的现象，用户选择降低一档ap。mi一下降低0.15会导致该档位发射条件下，微泡产生的回波信号强度不够，从而影响造影图像的ctr及穿透力。虽然只是降低了一档ap，但这个现象说明发射能量被过度降低了，合适的声输出水平应该位于这两档之间。
41.2、改变声输出会导致造影图像亮度跳变。降低或增加声输出能量时，电压改变会导致微泡回波强度产生相应的变化，使得造影图像的亮度产生跳变，不利于人眼观察。比如，为了尽量减少甚至避免微泡击碎现象，用户会降低ap档位，造影图像的亮度则会相应降低，影响成像范围内近场组织或病灶内微泡灌注情况的观察。
42.本发明实施例提供了一种超声造影成像的方法，其中，可以是由超声装置来实现，该超声装置也可以称为超声设备或超声造影设备或系统等，如图1所示，超声装置10包括超声探头110、发送/接收选择开关120、发射电路160、接收电路170、存储器130、处理器140以
及显示器150。
43.可以通过注入器向目标对象灌注造影剂。发送/接收选择开关120可以以目标发射电压激励超声探头110经由发射电路160向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，并通过超声探头110经由接收电路170接收从目标对象返回的超声波束的超声回波。处理器140可以基于超声波束的超声回波得到超声回波信号，并根据超声回波信号得到目标对象的超声造影图像。
44.示例性地，处理器140得到的超声造影图像可以存储于存储器130中。可选地，超声造影图像可以在显示器150上显示。
45.可选地，超声装置10中的显示器150可以为触摸显示屏、液晶显示屏等；或者显示器150可以为独立于超声装置10之外的液晶显示器、电视机等独立显示设备；或者显示器150可以是智能手机、平板电脑等电子设备的显示屏，等等。其中，显示器150的数量可以为一个或多个。
46.可选地，超声装置10中的存储器130可以为易失性存储器和/或非易失性存储器，为可移除存储器和/或不可移除存储器等，例如可以为闪存卡、固态存储器、硬盘等。
47.可选地，超声装置10中的处理器140可以通过软件、硬件、固件或其任意组合来实现，可以使用电路、单个或多个专用集成电路(application specific integrated circuit，asic)、单个或多个通用集成电路、单个或多个微处理器、单个或多个可编程逻辑器件、或者前述电路和/或器件的任意组合、或者其他适合的电路或器件，从而使得处理器140可以执行本说明书中的各个实施例中的方法的相应步骤。
48.应理解，图1所示的超声装置10所包括的部件只是示意性的，其可以包括更多或更少的部件。例如，超声装置10还可以包括诸如键盘、鼠标、滚轮、轨迹球、等输入设备，和/或可以包括诸如打印机之类的输出设备。相应的外部输入/输出端口可以是无线通信模块，也可以是有线通信模块，或者两者的组合。外部输入/输出端口也可基于usb、如can等总线协议、和/或有线网络协议等来实现。本发明对此不限定。
49.以下将结合图2至图8描述本发明实施例中的超声造影成像的方法。
50.图2是本发明实施例的超声造影成像方法的一个示意性流程图。图2中所示的方法包括：
51.s10，以目标发射电压激励超声探头向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，其中，目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的。
52.s20，接收从目标对象返回的超声回波，得到超声回波信号。
53.s30，根据超声回波信号，得到目标对象的超声造影图像。
54.本发明实施例中，目标对象可以包括待检测的目标器官或组织，例如肝脏、肾脏、乳腺等等。
55.本发明实施例中，可以向目标对象注入(例如从静脉注入)超声造影剂，随后超声造影剂可以随血流进入目标器官或组织。可以通过对该过程进行动态地超声采集从而生成超声造影电影，其中超声造影电影包括多帧超声造影图像。
56.可理解，可以借助于如图1所示的超声装置10来执行图2中所示的方法过程，或者也可以借助于图3所示的超声系统来实现图2中所示的方法过程。
57.图3所示的超声系统中，波束合成控制器可以根据发射焦点和发射孔径计算各阵元的发射延时，然后超声系统在安全范围内以某幅度电压的脉冲波依次向阵列式超声换能器发出激励，经过压电转换将电信号转为声信号，超声换能器向待探测组织发射超声波。超声波遇到组织内部结构的反射或散射，不同深度的回波信号会陆续返回到超声换能器，经过压电转换将声信号转化为电信号，被接收电路接收的回波信号经过低噪放、模拟增益补偿、a/d转换变为数字信号。根据波束合成器给出的不同深度对应孔径的接收延时，接收波束合成器将各阵元的回波数据进行波束合成运算，得到超声波束合成信号，再继续进行后端各环节的处理，最后得到超声图像。
58.针对图2所示的方法，在一个实现方式中，如图4所示，在s10之后可以包括s11，且s20可以包括s21和s22。
59.s10，以目标发射电压激励超声探头向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，其中，目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的。
60.s11，根据用户对声功率的档位调节，确定前端模拟增益。
61.s21，基于前端模拟增益，接收从目标对象返回的超声回波。
62.s22，对超声回波进行处理，得到超声回波信号。
63.s30，根据超声回波信号，得到目标对象的超声造影图像。
64.示例性地，s11和s21中涉及前端模拟增益的部分可以结合图3中所示的时间增益补偿(time gain compensate，tgc)来实现。
65.可以理解的是，为了对声功率进行调节，具体地可以设定档位对声功率进行调节。发射波形、发射孔径和发射电压等参数的变化都会引起声功率的改变。本技术中可以假设发射波形和发射孔径是固定不变的，也就是说，本技术中对声功率的调节是通过调节发射电压来实现的。也就是说，用户改变档位可以调节发射电压进而调节声功率，本技术中对发射电压的调节和对声功率的调节是基本等价的。
66.示例性地，可以通过一定数量的档位对预定的电压范围进行调节。其中，预定的电压范围是系统决定的，其可以是系统主电源模块的输出电压范围，其中该输出电压范围涉及的最大输出电压是由系统的安全范围所限定的，可理解，该最大输出电压是在造影模式下的声功率最大时所对应的发射电压。例如该输出电压范围可以为2v至100v，表示为闭区间[2v,100v]。其中，档位的数量(即总档位数)可以根据场景需要进行预先设定，用于实现对电压的精细调节，例如总档位数可以为50档或100档等，本发明实施例对此不限定。
[0067]
示例性地，通过档位对电压进行划分的方式是不均匀的，也就是说，至少存在两个不同的档位间隔对应的电压变化不相等。例如，从第m1档调节到第m1 1挡对应的电压变化不等于从第m2档调节到第m2 1挡对应的电压变化，其中m2不等于m1。
[0068]
作为一种实现方式，任意两个不同的档位间隔对应的电压变化都不相等。这种分档方式可以称为非均匀间隔的方式。这样，能够实现对系统的输出电压范围进行更精细的分档量化。
[0069]
在一种实现方式中，发射电压越小，相邻两个档位之间调节的电压变化越小。也就是说，对于相同的电压范围，对小电压范围进行调节的档位数量多于对大电压范围进行调节的档位数量。距离来说，对于[v1,v1 δv]和[v2,v2 δv]，如果v1《v2，那么对[v1,v1 δ
v]调节的档位数量更多，而对[v2,v2 δv]调节的档位数量较少。可见，可以为低电压部分分配更多的档位，而为高电压部分分配相对较少的档位。如此，在造影模式低电压的工作范围时，用户能够在低电压范围内有尽可能多的调整选择，避免因电压变化太大而影响了回波信号强度，进而影响了造影图像的ctr和穿透力。
[0070]
在一个实施例中，发射电压与档位之间可以满足对数曲线关系。若将总档位数表示为n，将发射电压范围的最大电压表示为vmax，将各个档位对应的电压表示为v(n)，n＝1,2,
…
,n。且v(1)＝vmax。若令各个档位电压以vmax(即最大电压对应0db)为基准逐档递减δ分贝，那么，发射电压与档位之间的对数曲线关系可以表示为：
[0071]
v(n)＝vmax
×
10
(1-n)
×
δ/20
，n＝1,2,
…
,n。
[0072]
其中，对于一个具体的超声成像系统而言，vmax是根据法规要求测定的。n和δ则可以根据需要设定。以n＝101，δ＝0.3为例，若β(n)表示各档位电压除以最大电压对应的db值，则：
[0073]
β(1)＝0db，表示声功率(ap)最大时的档位(即n＝1)对应的电压v(1)＝vmax；
[0074]
β(101)＝(1-n)*δ＝-30db。
[0075]
进一步地，若vmax＝100v，那么根据上式可计算出v(1)＝100v，v(101)＝3.16v。示例性地，发射电压与档位之间的对数曲线关系如图5所示，图5中x轴表示档位，y轴表示发射电压，其中示出了当档位为48(即x＝48)时，对应的发射电压为19.72v(即y＝19.72)。
[0076]
可理解，当发射电压与档位之间满足对数曲线关系时，结合图5示出的一例，相邻的档位之间的电压变化(也称电压间隔)是不相等的，低电压部分的电压间隔小于高电压部分的电压间隔，低电压范围的档位数远远多于高电压的档位数。具体地在图5中，通过这样的非均匀间隔分档后，电压低于20v的档位有54个，也就是说，对于[3.16v,100v]的电压范围，尽管[3.16v,20v]的比例仅为(20-3.16)/(100-3.16)＝17.39％，但是档位数量的比例却为54/101＝53.5％，占总档位的比例超过50％。
[0077]
可理解，s10中激励超声探头所使用的目标发射电压是根据用户对档位的调节以及基于发射电压与档位之间的对应关系来确定的。以图5所示的对应关系为例，若用户通过调节选择档位48，那么目标发射电压为19.72v；若用户通过调节选择档位1，那么目标发射电压为100v。
[0078]
由此可见，该方法能够实现对发射电压的非线性分档调节，其中对低电压部分进行精细划分，如此能够使得超声成像系统工作在造影模式时，用户有更多的操作空间和选择余地，不会让用户在微气泡被击碎和造影图像信噪比不够之间做两难选择。并且由于在低电压范围时，档位调节对电压变化较小，从而在通过档位将电压降低时，不会导致发射能量被过度降低，进而也确保了回波信号的强度，进一步保证了造影图像的ctr及穿透力。
[0079]
在一种实现方式中，s20可以包括：获取预设模拟增益，并基于预设模拟增益来接收超声回波。
[0080]
示例性地，参照图3，接收电路收到超声换能器的回波信号，在经过低噪声放大后且在a/d模数转换之前，往往会经过一个随深度进行增益调整或补偿处理的环节，即图3中的时间增益补偿(time gain compensate，tgc)环节。因为超声波在组织中传播的时候，其信号强度会随深度增加而衰减，一般来说，对于某一种固定声阻抗的组织来说，某固定频率的声波强度的衰减程度与深度成正比，超声波在组织中的传播深度越远，信号幅度降低越
严重。例如正常人体肝脏组织的衰减系数约为0.5db/mhz/cm，使用4mhz的超声信号进行肝脏成像时，信号在其中传播的衰减规律是：每向前传播1cm，信号强度降低2db。因此，可以基于该原理预先设定好预设模拟增益，如图6所示。图6中，横坐标表示深度，纵坐标表示增益补偿的值，其中的曲线表示预设模拟增益。具体地，从组织表面(深度为0)开始随着深度的增加，增益是逐渐提升的，增益的最大值(如图6中的g0)则是系统前端设计时的上限，斜率是根据超声成像目标的衰减系数所确定的。其中在深度为0至d0的范围内，增益随深度的增加而增加，两者呈线性关系；在深度大于d0时，增益等于上限g0。
[0081]
应当注意的是，图6中示出的预设模拟增益的曲线是示意性的，不应解释为本技术中的限定，例如，深度为0处的预设模拟增益可以大于0。例如，深度为0至d0的范围区间，预设模拟增益与深度之间的关系可以不是线性的。例如，在深度为0至深度为大于0的某深度区间，预设模拟增益都等于0。例如，深度d0处的预设模拟增益可以小于上限g0。
[0082]
在另一种实现方式中，如图4所示，s20前包括s11，且s20包括s21和s22。从而前端模拟增益是根据对声功率的档位调节来确定的，也就是说，前端模拟增益是动态确定的，不再是固定不变的。
[0083]
示例性地，s11可以包括：获取预设模拟增益；并根据对声功率的档位调节，在预设模拟增益的基础上通过整体增大或减小来得到前端模拟增益。
[0084]
整体增大可以理解为，在任一深度处，前端模拟增益大于预设模拟增益，且两者之差在任意深度处都相等。整体减小可以理解为，在任一深度处，前端模拟增益小于预设模拟增益，且两者之差在任意深度处都相等。
[0085]
对于声功率增加的场景而言：声功率增加是通过增加发射电压的方式实现的，且可以根据增加的发射电压的大小将预设模拟增益整体减小得到前端模拟增益。其中，从第一深度至第二深度的前端模拟增益是递增的，且在第二深度处的前端模拟增益小于或等于上限，第一深度小于第二深度，且该上限是系统前端设计所决定的。
[0086]
可选地，如果通过上述整体减小后，深度0至第一深度区间的前端模拟增益都为零，那么进一步地还可以确定后端数字增益，使得：前端模拟增益与后端数字增益得到的总增益满足：在深度为零处的总增益为负值，在第一深度处的总增益为零，在第二深度以及更大的深度处的总增益小于或等于上限，并且在深度为零至第二深度的范围区间该总增益随着深度的增加是递增的。可理解，后端数字增益用于确定对深度0至第一深度的范围进行增益补偿。
[0087]
对于声功率减小的场景而言：声功率减小是通过减小发射电压的方式实现的，且根据减小的发射电压的大小将预设模拟增益整体增大得到前端模拟增益，其中，在深度为零至第三深度的前端模拟增益是递增的，且在第三深度处的前端模拟增益小于或等于上限，且该上限是系统前端设计所决定的。
[0088]
可选地，如果通过上述整体增大后，在第三深度以及更大的深度处的前端模拟增益都为该上限，那么进一步地还可以确定后端数字增益，使得：前端模拟增益与后端数字增益得到的总增益满足：在深度为零至第四深度的总增益是递增的，且在第四深度以及更大的深度处的总增益大于该上限，第三深度小于第四深度。可理解，后端数字增益用于确定对第三深度以及更大深度处进行增益补偿。
[0089]
下面以图6所示的预设模拟增益为例，结合图7和图8描述本发明实施例的一种具
体实现方式。
[0090]
具体地，s11可以包括：获取预设模拟增益；如果用户对声功率的档位调节表明声功率增加，则通过将预设模拟增益整体减小得到前端模拟增益；如果用户对声功率的档位调节表明声功率减小，则通过将预设模拟增益整体增大得到前端模拟增益。
[0091]
其中，如上结合s10所描述，声功率增加是通过增加发射电压的方式实现的。相应地，可以根据增加的发射电压的大小将预设模拟增益整体减小得到前端模拟增益，其中，在第一深度处的前端模拟增益为零，在第二深度处的前端模拟增益为上限，第一深度小于第二深度，且上限是系统前端设计所决定的。结合图7，可以将第一深度表示为d1，将第二深度表示为d2，且d1《d2。从而，在将预设模拟增益进行整体减小后，当深度为0至d1时，前端模拟增益为零。当深度为d1至d2时，前端模拟增益与深度的变化呈线性关系，且斜率与预设模拟增益的斜率相等。当深度大于d2时，前端模拟增益为上限(即g0)。
[0092]
类似地，如上结合s10所描述，声功率减小是通过减小发射电压的方式实现的。相应地，可以根据减小的发射电压的大小将预设模拟增益整体增大得到前端模拟增益，其中，在深度为零处的前端模拟增益为第一正值，在第三深度处的前端模拟增益为上限，第一正值小于上限，且上限是系统前端设计所决定的。结合图7，可以将第一正值表示为g1，将第三深度表示为d3，且g1《g0。从而，在将预设模拟增益进行整体增大后，当深度为0时，前端模拟增益为g1。当深度为0至d3时，前端模拟增益与深度的变化呈线性关系，且斜率与预设模拟增益的斜率相等。当深度大于d3时，前端模拟增益为上限(即g0)。
[0093]
可以理解的是，一般地，d3《d2，但是d3与d1之间的大小关系是不限定的，该大小关系至少与以下因素有关：斜率、电压变化的大小等。另外，将预设模拟增益进行整体增大或减小的最大值和最小值是由接收电路设计值所限定的。也就是说，上文中的d1、d2、d3和g1的最大值是由接收电路设计值所限定的。
[0094]
可见，随着声功率的增加或减小，可以相应地整体减小或增大预设模拟增益从而得到前端模拟增益。其中，每调节一个档位，前端模拟增益的减小或增大的值可以是根据如上所述的递变分贝δ所决定的，或者可以是灵活配置的变量。其中，对于不同的相邻档位，对前端模拟增益的整体减小或增大的值可以相等或不相等，本技术对此不限定。例如，从第m1档调节到第m1 1档引起发射电压减小，进而对前端模拟增益进行整体增大，假设整体增大的值是g11。从第m2档调节到第m2 1档引起发射电压减小，进而对前端模拟增益进行整体增大，假设整体增大的值是g12。那么，g11与g12可以相等或不相等。其中m2不等于m1。
[0095]
这样，对于多级声输出超声系统而言，用户可以调整系统的声功率的档位。最典型的应用场景为超声造影成像模式，此模式下为了防止成像切面内的超声造影剂被击碎，系统工作在低电压的范围。日常检查中因为会面对不同体型的病人、不同深度的病灶，因此用户需要针对性地对声功率的档位进行调节，以便在成像穿透力和微气泡的持续时间之间取得平衡。在对声功率的档位进行调节的同时，如果增益补偿保持不变的话，造影图像亮度必然随之改变。通过上述结合s11所描述的，根据对声功率的档位调节来改变前端模拟增益，能够实现对由于发射电压改变而进行补偿，从而减小了超声造影图像亮度的变化程度。
[0096]
如上所述，可以结合图3中的tgc环节，在前端处理部分，实现前端模拟增益补偿。然而，由于前端模拟增益的上限和下限是无法改变的(如图7中前端模拟增益的上限和下限分别为g0和0)，这有可能会影响超声造影图像整体的均匀性。示例性地，结合图3，可以在后
端处理部分的“b/m信号处理”环节，设计数字增益补偿机制，从而进一步调节超声造影图像整体的均匀性。
[0097]
示例性地，可以确定后端数字增益，从而使得前端模拟增益与后端数字增益得到的总增益与预设模拟增益之差为定值。例如，当声功率减小(即发射电压减小)时，在任一深度处，得到的总增益与预设模拟增益之差都是相等的。再例如，当声功率增加(即发射电压增大)时，在0至d0(如图6所示)之间的任一深度处，得到的总增益与预设模拟增益之差都是相等的。
[0098]
具体地，在图4所示的实现方式中，随着声功率增加确定前端模拟增益之后，还可以：确定后端数字增益，使得前端模拟增益与后端数字增益得到的总增益满足：在深度为零处的总增益为负值，在第一深度处的总增益为零，在第二深度以及更大的深度处的总增益为上限，并且在深度为零至第二深度的范围区间，总增益与深度呈线性变化且斜率是根据超声成像目标的衰减系数所确定的。
[0099]
结合图8，深度为0处的总增益为g3，且g3《0。并且，在深度为0至d1的范围区间，总增益是基于后端数字增益确定的。示例性地，在深度为0至d2的范围区间，总增益随着深度的增加而增加，两者呈线性关系。在深度大于d2的范围，总增益等于上限g0。
[0100]
具体地，在图4所示的实现方式中，随着声功率减小确定前端模拟增益之后，还可以：确定后端数字增益，使得前端模拟增益与后端数字增益得到的总增益满足：在深度为零处的总增益为第一正值，在第三深度处的总增益为上限，在第四深度以及更大的深度处的总增益为第二正值，并且第二正值大于上限，第三深度小于第四深度，在深度为零至第四深度的范围区间，总增益与深度呈线性变化且斜率是根据超声成像目标的衰减系数所确定的。
[0101]
结合图8，深度为0处的总增益为g1，且g1》0。并且，在深度大于d3的范围区间，总增益是基于后端数字增益确定的。示例性地，在深度为0至d4的范围区间，总增益随着深度的增加而增加，两者呈线性关系。在深度大于d4的范围，总增益等于g2，且g2》g0。
[0102]
由此可见，本技术能够在前端模拟增益的基础上，进行后端数字增益补偿，进而能够保证超声造影图像整体的均匀性。
[0103]
通过上述结合图2至图8的实施例，本发明实施例中的超声造影成像方法中，随着用户对声功率档位的调节，能够实现对发射电压的调节，并且发射电压随档位的变化是不均匀的。并且由于在低电压范围时，档位调节对电压变化较小，从而在通过档位将电压降低时，不会导致发射能量被过度降低，进而也确保了回波信号的强度，进一步保证了造影图像的ctr及穿透力。更进一步地，可以基于用户对声功率档位的调节，对前端模拟增益和后端数字增益进行调节，如上述结合图7和图8所描述的，可以在模拟增益的上下限(0至g0)范围内优先调整前端模拟增益，对于超出模拟增益的上下限(0至g0)范围的部分调整后端数字增益(g3至0，g0至g2)。从而接收端的总增益能够随着用户对声功率档位的调节而实现自动调节，避免因发射电压改变导致微气泡回波强度产生的变化而引起的超声造影图像的亮度跳变。
[0104]
现在返回到图1所示的超声装置10。
[0105]
在一个实现方式中，发送/接收选择开关120可以以目标发射电压激励超声探头110经由发射电路160向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，并经由接收电路170接收
从目标对象返回的超声波束的超声回波。处理器140可以基于该超声回波获得超声回波信号；根据该超声回波信号，得到该目标对象的超声造影图像。其中，目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的。显示器150可以显示该目标对象的超声造影图像。
[0106]
在一个实现方式中，发送/接收选择开关120可以以目标发射电压激励超声探头110经由发射电路160向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，其中，目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的。处理器140可以根据用户对声功率的档位调节确定前端模拟增益。发送/接收选择开关120可以经由接收电路170接收从目标对象返回的超声波束的超声回波。处理器140可以对该超声回波进行处理得到超声回波信号；根据该超声回波信号，得到该目标对象的超声造影图像。显示器150可以显示该目标对象的超声造影图像。
[0107]
另外，本发明实施例还提供了一种计算机存储介质，其上存储有计算机程序。当该计算机程序被计算机或者处理器执行时，可以实现前述结合图2或图4所述的方法的步骤。例如，该计算机存储介质为计算机可读存储介质。
[0108]
在一个实施例中，该计算机程序指令在被计算机或处理器运行时使计算机或处理器执行以下步骤：以目标发射电压激励超声探头向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，其中，目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的；接收从目标对象返回的超声回波，得到超声回波信号；根据超声回波信号，得到目标对象的超声造影图像。
[0109]
在一个实施例中，该计算机程序指令在被计算机或处理器运行时使计算机或处理器执行以下步骤：以目标发射电压激励超声探头向灌注有造影剂的目标对象发射超声波束，其中，目标发射电压是根据用户对声功率的档位调节来确定的，并且相邻档位之间对应的电压变化是不均匀的；根据用户对声功率的档位调节，确定前端模拟增益；基于前端模拟增益，接收从目标对象返回的超声回波；对超声回波进行处理，得到超声回波信号；根据超声回波信号，得到目标对象的超声造影图像。
[0110]
计算机存储介质例如可以包括智能电话的存储卡、平板电脑的存储部件、个人计算机的硬盘、只读存储器(rom)、可擦除可编程只读存储器(eprom)、便携式紧致盘只读存储器(cd-rom)、usb存储器、或者上述存储介质的任意组合。计算机可读存储介质可以是一个或多个计算机可读存储介质的任意组合。
[0111]
另外，本发明实施例还提供了一种计算机程序产品，其包含指令，当该指令被计算机所执行时，使得计算机执行上述结合图2或图4所述的方法的步骤。
[0112]
由此可见，本发明实施例中，随着用户对声功率档位的调节，能够实现对发射电压的调节，并且发射电压随档位的变化是不均匀的。并且由于在低电压范围时，档位调节对电压变化较小，从而在通过档位将电压降低时，不会导致发射能量被过度降低，进而也确保了回波信号的强度，进一步保证了造影图像的ctr及穿透力。更进一步地，可以基于用户对声功率档位的调节，对前端模拟增益和后端数字增益进行调节，如上述结合图7和图8所描述的，可以在模拟增益的上下限(0至g0)范围内优先调整前端模拟增益，对于超出模拟增益的上下限(0至g0)范围的部分调整后端数字增益(g3至0，g0至g2)。从而接收端的总增益能够随着用户对声功率档位的调节而实现自动调节，避免因发射电压改变导致微气泡回波强度
产生的变化而引起的超声造影图像的亮度跳变。
[0113]
尽管这里已经参考附图描述了示例实施例，应理解上述示例实施例仅仅是示例性的，并且不意图将本发明的范围限制于此。本领域普通技术人员可以在其中进行各种改变和修改，而不偏离本发明的范围和精神。所有这些改变和修改意在被包括在所附权利要求所要求的本发明的范围之内。
[0114]
本领域普通技术人员可以意识到，结合本文中所公开的实施例描述的各示例的单元及算法步骤，能够以电子硬件、或者计算机软件和电子硬件的结合来实现。这些功能究竟以硬件还是软件方式来执行，取决于技术方案的特定应用和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现所描述的功能，但是这种实现不应认为超出本发明的范围。
[0115]
在本技术所提供的几个实施例中，应该理解到，所揭露的设备和方法，可以通过其它的方式实现。例如，以上所描述的设备实施例仅仅是示意性的，例如，所述单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时可以有另外的划分方式，例如多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个设备，或一些特征可以忽略，或不执行。
[0116]
在此处所提供的说明书中，说明了大量具体细节。然而，能够理解，本发明的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。在一些实例中，并未详细示出公知的方法、结构和技术，以便不模糊对本说明书的理解。
[0117]
类似地，应当理解，为了精简本发明并帮助理解各个发明方面中的一个或多个，在对本发明的示例性实施例的描述中，本发明的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该本发明的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本发明要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如相应的权利要求书所反映的那样，其发明点在于可以用少于某个公开的单个实施例的所有特征的特征来解决相应的技术问题。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本发明的单独实施例。
[0118]
本领域的技术人员可以理解，除了特征之间相互排斥之外，可以采用任何组合对本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征以及如此公开的任何方法或者设备的所有过程或单元进行组合。除非另外明确陈述，本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的每个特征可以由提供相同、等同或相似目的的替代特征来代替。
[0119]
此外，本领域的技术人员能够理解，尽管在此所述的一些实施例包括其它实施例中所包括的某些特征而不是其它特征，但是不同实施例的特征的组合意味着处于本发明的范围之内并且形成不同的实施例。例如，在权利要求书中，所要求保护的实施例的任意之一都可以以任意的组合方式来使用。
[0120]
本发明的各个部件实施例可以以硬件实现，或者以在一个或者多个处理器上运行的软件模块实现，或者以它们的组合实现。本领域的技术人员应当理解，可以在实践中使用微处理器或者数字信号处理器(digital signal processing，dsp)来实现根据本发明实施例的物品分析设备中的一些模块的一些或者全部功能。本发明还可以实现为用于执行这里所描述的方法的一部分或者全部的装置程序(例如，计算机程序和计算机程序产品)。这样的实现本发明的程序可以存储在计算机可读介质上，或者可以具有一个或者多个信号的形式。这样的信号可以从因特网网站上下载得到，或者在载体信号上提供，或者以任何其他形
式提供。
[0121]
应该注意的是上述实施例对本发明进行说明而不是对本发明进行限制，并且本领域技术人员在不脱离所附权利要求的范围的情况下可设计出替换实施例。在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本发明可以借助于包括有若干不同元件的硬件以及借助于适当编程的计算机来实现。在列举了若干装置的单元权利要求中，这些装置中的若干个可以是通过同一个硬件项来具体体现。单词第一、第二、以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。
[0122]
以上所述，仅为本发明的具体实施方式或对具体实施方式的说明，本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。