基于時間增益補償的乳腺超聲斷層成像算法的研究*

劉 暢,薛晨陽,張斌珍,張國軍

(中北大學儀器科學與動態測試教育部重點實驗室,太原 030051)

乳腺癌已成為當前社會的重大公共衛生問題[1]。因此對乳腺病變的早期發現、早期治療尤為重要[2]。針對乳腺組織的特殊性,本課題組設計了一種新型的基于可旋轉線陣的環形乳腺超聲成像系統[3]。在已有研究的基礎上,為了能夠實現對乳腺腫塊的檢測和更為詳細的內部特征信息,從而提高乳腺超聲成像的質量顯得非常重要。

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

綜上所述,本文主要針對超聲波在軟組織中的衰減問題,采用中心頻率為3.5 MHz的1×128微機械加工壓電超聲換能器(PMUT)陣列發射/接收超聲信號,對圓周掃描的測試方法進行了研究,設計了基于時間增益補償(TGC)的乳腺超聲斷層成像算法,完成了對乳腺模型的水平切片成像,驗證了算法的可行性和有效性。

1 乳腺超聲成像系統的測試方案

乳腺超聲成像系統框圖如圖1所示。主要由電腦工作站、4個PMUT線陣、電動旋轉臺及其控制器、儲水箱、64通道超聲信號發射/接收電路和恒溫加熱棒組成。該系統主要的特點是由4個超聲換能器交叉90°垂直安裝在亞克力夾具上,置于水槽中包圍在乳腺的周圍,實現非接觸的測量。超聲換能器的配置方案如圖2所示。

圖1 乳腺超聲成像系統框圖

圖2 超聲換能器的配置方案

圖3 圓周掃描測試方案

針對該系統的特點,乳腺模型放置在旋轉臺的中心孔,圓周掃描的測試方案如圖3所示。在測試的過程中,通過電動旋轉臺驅動超聲換能器實現360°圓周掃描(旋轉間隔角度>0.001°),即X軸和Y軸掃描,如圖3(a)所示。既可以實現發射信號的采集,也可以實現透射信號的采集,并將得到的數據進行重建,采用乳腺超聲斷層掃描算法進行成像,就可以獲得一個水平超聲斷層成像,示意圖如圖3(b)所示。通過1×128 陣列的超聲換能器實現Z軸的掃描,一次360°旋轉,就可以實現乳腺組織的立體掃描,進而實現三維成像。

2 時間增益補償

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生的回聲信號要弱的多。此外,由于聲衰減使超聲在人體組織中傳播時,深部組織的回聲信號也比淺表的要小。為了能顯示有診斷價值的弱信號,就要對弱小信號提高增益放大,對深部組織回波信號就要按照深度進行補償衰減的作用[11]。

生物軟組織對超聲波的衰減是按指數規律衰減的。根據這一衰減規律,通常使近距離的回聲信號放小,而將遠距離的回聲信號放大,以使不同深度的界面都得到同樣清晰。時間增益補償作用原理如圖4所示。在設計TGC時除了首先要知道組織的衰減值,確定時間增益補償的上升速率,還要考慮時間增益的補償范圍,確定補償數值。

圖4 時間增益補償的作用原理

上面已經指出,超聲波在生物組織中傳播按指數規律衰減[12],有

U=U0e-αNfx

(1)

式中:U0為x=0初始聲壓p0相對應的脈沖電壓幅值;U為x處于聲壓p相對應的電壓值;f為超聲波的發射頻率,單位為MHz;αN為以奈貝表示的聲衰減系數,單位Np/(cm·MHz);x為離開聲源處的距離。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[13]。

本文針對圓周掃描的特點,設計了基于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超聲回波信號的存儲,將數據存儲為一個矩陣形式;②Butterworth濾波,濾除噪聲信號;③對濾波之后的有效信號進行時間增益補償,使乳腺內部的腫塊信號特征更為明顯;④對補償之后的超聲信號進行包絡檢測;⑤對數壓縮,以實現60 dB動態范圍顯示;⑥對矩形矩陣的數據進行坐標變換(旋轉臺中心作為參考點),實現圓周掃描成像;⑦并對成像進行形態學處理。利用軟件實現對聲波衰減的補償,采用軟組織平均聲衰減率作為設計TGC的依據,并進行分段的TGC設置,實現對感興趣區域的成像,從而將乳腺組織內部特征信息更為清晰的展現出來。

圖5 乳腺超聲斷層成像算法流程圖

圖6 實驗平臺系統

3 實驗結果分析

搭建乳腺超聲成像系統實驗平臺,如圖6所示,最大檢測孔徑為18 cm×13 cm。因此本文選擇的乳腺模型尺寸為15.5 cm×8 cm,內部為5 cm的腫塊置于中心處。而超聲換能器是該系統的關鍵組件之一,因此對超聲換能器的選擇非常重要。人體各組織對超聲波的吸收差異很大,一般來說,人體各種軟組織的吸收系數為0.6 dB/(cm·MHz)～0.7 dB/(cm·MHz)。如果選擇較高的發射頻率,超聲波的波長很小,可以獲得較高的探測分辨率,但是由于信號衰減太快,探測深度將受到限制。對于探測深度大于20 cm時,超聲發射頻率不應低于3.5 MHz,否則對超聲衰減的補償會變得非常困難。因此,本文選擇收發一體1×128 PMUT線陣,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,靜態電容值為665 pF,帶寬為86.7%(-6 dB)[3]。

本實驗在水箱中進行,水溫恒定控制在32 ℃。聲波的傳播速度是1 540 m/s。64通道超聲信號發射/接收電路控制PMUT線陣,采樣頻率為40 MHz。旋轉角度設置為2°。每個切片由180條掃描線組成,利用脈沖回波原理,采用圓周掃描的方式進行乳腺超聲斷層成像分析。旋轉90°就可以獲得128個水平超聲斷層圖像,其中陣元50接收到超聲回波信號如圖7所示。實驗結果表明,PMUT能夠發射和接收超聲信號,并且能夠檢測到乳腺內部腫塊的超聲回波信號,但是幅值非常微弱。這主要是因為超聲波在遇到聲阻抗不同的2種組織間的界面時,界面兩側組織聲阻抗的差異小造成的。

圖7 原始超聲脈沖回波信號

由于大部分聲波將在組織中繼續傳播,只有小部分會返回換能器。而本文中乳腺超聲斷層成像是根據返回并被換能器接收到的聲波信號而形成。因此若想提高乳腺成像的質量,就需要對回波信號進行時間增益補償。利用軟件得到時間增益補償曲線如圖8所示。在不改變發射信號進行的前提下,對乳腺內部的組織信息進行局部放大補償。局部TGC補償后的超聲回波信號如圖9所示。

不同的聲衰減系數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。同時也可以分辨出乳腺模型的輪廓。實驗結果表明,實驗結果與理論基本一致。通過對比分析,當α=0.6 時,經過局部TGC的補償可以看出,能夠更為清晰的展現乳腺內部的腫塊信息,從而有效的補償了超聲波的衰減,驗證了該算法的有效性和可行性。

圖8 局部時間增益補償曲線

圖9 TGC處理后的超聲脈沖回波信號

圖10 陣元50的水平超聲斷層切片成像

通過對α=0和α=0.6時的乳腺超聲斷層成像進行三維顯示,有無TGC補償的效果如圖11所示。通過TGC補償,可以明顯的看到內部腫塊的信息,實驗結果進一步驗證TGC補償的有效性。與現有的算法相比,該算法需要1/2探測深度就可以進行全深度成像,有效降低對超聲換能器探測深度的要求,從一定程度上,解決了發射頻率與探測深度的矛盾問題。而且分辨率具有不均勻性,內部分辨率高于邊緣分辨率,因此更有利于對乳腺內部腫塊的探測。

圖11 水平超聲斷層切片成像的三維示意圖

4 結論

本文提出了一種基于TGC的乳腺超聲斷層成像算法,并完成了對乳腺模型的超聲斷層成像。通過對比分析可知,TGC能夠有效的補償超聲在乳腺軟組織中的衰減問題,實現了對腫塊形狀、大小、位置的檢測。實驗結果驗證了該算法的有效性和可行性。這只是初步的實現了聲衰減補償,在實際臨床應用的過程中,乳腺組織是比較復雜的,因此需要對聲衰減系數進行更合理的設置,根據軟組織反饋信息實時調整。