葉為鏹郭 寧王叢知黎國鋒徐長(zhǎng)喜梁柳嫦邱維寶

1(中國科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院保羅.C.勞特伯生物醫(yī)學(xué)成像研究中心 深圳 518055)

2(中國科學(xué)院大學(xué) 北京 100049)

基于超聲平面波的功率多普勒成像方法研究

葉為鏹1,2郭 寧1,2王叢知1黎國鋒1徐長(zhǎng)喜1梁柳嫦1邱維寶1

1(中國科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院保羅.C.勞特伯生物醫(yī)學(xué)成像研究中心 深圳 518055)

2(中國科學(xué)院大學(xué) 北京 100049)

基于平面波的超聲成像方法可實(shí)現(xiàn)超快速的幀頻，有利于檢測(cè)人體組織中快速變化的信號(hào)，已成為超聲領(lǐng)域研究的熱點(diǎn)之一。采用多角度平面波相干復(fù)合的方法可有效抑制旁瓣，改善單一平面波的成像質(zhì)量，權(quán)衡幀頻和信噪比，可將其應(yīng)用于血流的功率多普勒成像中。實(shí)驗(yàn)證明發(fā)射十個(gè)以上不同角度的平面波進(jìn)行相干復(fù)合波束形成，B 超圖像對(duì)比度約為 40 dB，且?guī)l可達(dá) 1000 Hz。利用該方法在低速血流模型中進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，可以有效濾除組織信號(hào)，提取血流信號(hào)，信號(hào)強(qiáng)度表征血容量等血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，說明基于平面波的功率多普勒方法對(duì)低速血流的檢測(cè)具有較高的敏感性。在此基礎(chǔ)上，深入探討了復(fù)合圖像采樣幀數(shù)、時(shí)間分辨率和多普勒信息的關(guān)系。選取不同數(shù)量的復(fù)合圖像計(jì)算血流功率多普勒信號(hào)，其幀頻大于傳統(tǒng)功率多普勒成像方法，可達(dá)百赫茲。復(fù)合圖像幀數(shù)增多，幀頻和時(shí)間分辨率降低，多普勒信息增強(qiáng)；反之亦然。高時(shí)間分辨率有利于快速血流檢測(cè)，而提高靈敏度有利于微細(xì)低速血流檢測(cè)。因此，基于平面波的功率多普勒成像技術(shù)有可能為心血管疾病和腦部血流檢測(cè)開辟一條新思路。

平面波；相干復(fù)合；血流；功率多普勒；時(shí)間分辨率

1 引 言

超聲影像在醫(yī)學(xué)診斷中具有安全、無創(chuàng)、廉價(jià)、實(shí)時(shí)成像等優(yōu)點(diǎn)，經(jīng)過了近半個(gè)世紀(jì)的發(fā)展，已經(jīng)成為醫(yī)院應(yīng)用最廣泛的影像診斷設(shè)備之一[1]。超聲回波信號(hào)不僅能夠用于組織結(jié)構(gòu)成像，還可以實(shí)時(shí)提供檢測(cè)目標(biāo)的運(yùn)動(dòng)信息。在人體血管中，血紅細(xì)胞、血小板等血漿成分受血液循環(huán)驅(qū)動(dòng)，以不同的速度流動(dòng)著，超聲多普勒成像基于超聲波信號(hào)和血液散射體之間的多普勒效應(yīng)，除了能夠提供血管的形態(tài)圖像，還可以用于血流速度、流動(dòng)穩(wěn)定性等血流動(dòng)力學(xué)信息的檢測(cè)或者判定。據(jù)此，可將多普勒在血流上的應(yīng)用分為兩大類：脈沖或連續(xù)多普勒頻譜分析和彩色編碼速度或功率血流成像[2,3]。這些信息為心血管疾病和腫瘤的診斷提供了定量或定性的依據(jù)。

多普勒頻譜分析具有出色的時(shí)間分辨率，可提供特定深度上血流定量信息。然而，血流的定量分析通常需要上千赫茲的超聲脈沖重復(fù)頻率，而傳統(tǒng)成像的幀頻僅為幾十赫茲，因此，僅限于成像區(qū)域內(nèi)單點(diǎn)或若干點(diǎn)計(jì)算多普勒頻譜。彩色血流成像[4]從點(diǎn)擴(kuò)展到面，將血流的平均速度或多普勒功率顯示在 B 模超聲圖像上。由于傳統(tǒng)超聲成像方法的限制，超聲脈沖發(fā)射頻率大幅度降低，彩色血流成像犧牲了定量分析，為感興趣區(qū)域提供了可供參考的定性分析。在傳統(tǒng)的超聲成像系統(tǒng)中，多普勒血流成像的幀頻通常只有幾赫茲[5]。超聲功率多普勒血流成像是基于多普勒信號(hào)的強(qiáng)度時(shí)間平均值，相同時(shí)間內(nèi)計(jì)算平均采樣點(diǎn)數(shù)越多，隨機(jī)噪聲信號(hào)將被極大壓制，因此，超高幀頻的超聲脈沖發(fā)射意味著可以為多普勒血流信息提供更加優(yōu)質(zhì)的影像。

一種提高成像幀頻的方法是采用平面波發(fā)射，即同時(shí)激勵(lì)所有超聲換能器陣元產(chǎn)生平面波，并同時(shí)接收回波信號(hào)。因此，一次超聲脈沖發(fā)射即可覆蓋成像區(qū)域，相較于傳統(tǒng)的線掃聚焦超聲，成像幀頻提高百倍，可高達(dá) 20000 Hz[6]。但這是以犧牲圖像對(duì)比度、信噪比等為代價(jià)的。而血流信號(hào)極其微弱，尤其是微細(xì)血管內(nèi)的血流信號(hào)極易受噪聲等影響。2009 年，Montaldo 等[7]提出了平面波相干復(fù)合成像方法，即對(duì)超聲陣元發(fā)射脈沖進(jìn)行多個(gè)角度延時(shí)偏轉(zhuǎn)，產(chǎn)生不同角度的平面波，采集各個(gè)平面波回波信號(hào)后經(jīng)過相干疊加的方法，可以獲得等效于聚焦超聲方法的圖像。該方法的幀頻隨偏轉(zhuǎn)角度數(shù)量的增加而降低，但同樣可以達(dá)到千赫茲級(jí)的幀頻。至此，超聲影像步入超快超聲時(shí)代。

鑒于以上闡述，本文采用多角度平面波相干復(fù)合方法實(shí)現(xiàn)了超快超聲的功率多普勒血流成像技術(shù)。在多角度平面波復(fù)合成像過程中，超聲回波信號(hào)按傳統(tǒng)延時(shí)疊加法經(jīng)波束形成后，可有效削弱單一平面波近場(chǎng)旁瓣的影響，但仍受偏轉(zhuǎn)角度影響，出現(xiàn)對(duì)稱性角度偽影。本文在平面波中借鑒了聚焦超聲成像方法中 F 數(shù)[1]的概念，對(duì)近場(chǎng)信號(hào)選擇性抑制，即舍棄深度孔徑比以外的射頻信號(hào)，可以獲得更高對(duì)比度的近場(chǎng)圖像。這一優(yōu)化有利于充分利用近場(chǎng)信息，獲得更高的成像幀頻。同時(shí)，用于計(jì)算多普勒的復(fù)合圖像幀數(shù)，關(guān)系著壁濾波器的選擇和圖像信噪比。與基于8～16 幀的傳統(tǒng)彩色多普勒計(jì)算相比，超快超聲可提供數(shù)千幀的復(fù)合圖像，壁濾波器設(shè)計(jì)更加多樣化，有利于濾除一些復(fù)雜的非血流信號(hào)，最終獲得更精準(zhǔn)可靠的彩色血流圖像信息，本文將深入探討用于計(jì)算多普勒的復(fù)合圖像幀數(shù)對(duì)彩色功率多普勒血流成像質(zhì)量和時(shí)間分辨率的影響。

2 方法描述與平臺(tái)

2.1 多角度平面波相干復(fù)合成像算法

線性超聲陣列換能器直接置于感興趣區(qū)域上，同時(shí)激勵(lì)換能器所有陣元，產(chǎn)生一個(gè)平行于換能器的超聲平面波向成像區(qū)域傳播，經(jīng)組織散射后，所有陣元也同時(shí)接收回波信號(hào)。圖 1 給出了平面波傳播時(shí)間示意圖，其中x方向?yàn)槌晸Q能器方向，表示各換能器陣元所在位置；z方向是成像介質(zhì)的深度方向。系統(tǒng)驅(qū)動(dòng)換能器發(fā)射一次超聲脈沖，接收并行處理，生成一幀圖像。圖1(a)平面波傳播到(x,z)點(diǎn)和返回?fù)Q能器x1陣元的傳播時(shí)間為：

圖 1 超聲平面波傳播時(shí)間示意圖[7]Fig. 1 Time delays for plane wave insonification[7]

為了發(fā)射偏轉(zhuǎn)角度為α的平面波，各陣元按tanα的關(guān)系延時(shí)發(fā)射和接收(如圖 1(b))，聲波傳播到點(diǎn)(x,z)時(shí)間為：

替換公式(1)中的聲波發(fā)射傳播時(shí)間，按照超聲延時(shí)疊加原理，感興趣區(qū)域上每點(diǎn)(x,z)回波的權(quán)值為：

其中，2a為陣元孔徑大小，孔徑大小小于換能器陣列總長(zhǎng)度；RF為各陣元接收到的超聲射頻信號(hào)。

由于單一角度平面波在成像區(qū)域傳播過程中沒有聚焦效果，成像對(duì)比度和信噪比低，因此，通過發(fā)射一系列不同偏轉(zhuǎn)角度為αi(i＝1, …,n)的n個(gè)平面波。據(jù)此方法，每一個(gè)平面波可分別得到一幅圖像s(x,z,αi)，將所有圖像根據(jù)公式

進(jìn)行相干疊加得到最終的復(fù)合圖像。

若超聲成像的感興趣區(qū)域深度為Z，則一幅平面波圖像的幀頻Fflat＝c/2Z，其中聲速c約為1540 m/s。由n個(gè)偏轉(zhuǎn)角度平面波復(fù)合成一幅圖像的幀頻Fcomp＝Fflat/n。假設(shè) 5 cm 成像深度，15 個(gè)偏轉(zhuǎn)角度，則Fflat＝15400 Hz，F(xiàn)comp＝1026 Hz。128 線聚焦超聲的幀頻Ffocus＝120 Hz。計(jì)算中忽略每次超聲發(fā)射和接收轉(zhuǎn)換的死區(qū)時(shí)間和數(shù)據(jù)傳輸時(shí)間。從幀頻計(jì)算結(jié)果可以看出基于平面波的方法幀頻遠(yuǎn)大于傳統(tǒng)聚焦成像。

2.2 彩色血流功率多普勒成像算法

基于超聲平面波的成像方法可以獲得成像區(qū)域內(nèi)所有像素點(diǎn)的多普勒信息。根據(jù)公式(4)完成多角度平面波相干復(fù)合波束形成后，圖像區(qū)域內(nèi)各點(diǎn)射頻信號(hào)CI(x,z)經(jīng)過正交解調(diào)得到正交信號(hào)[8]。對(duì)于每一像素點(diǎn)，在時(shí)間軸上采集若干幀，組合成一組慢時(shí)信號(hào)。根據(jù)血管壁和血流的頻譜特征[9]：血管壁等準(zhǔn)靜態(tài)組織在頻域上表現(xiàn)為低頻信號(hào)，而血流變化產(chǎn)生多普勒頻移，表現(xiàn)為對(duì)應(yīng)的高頻信號(hào)，選取合適的截止頻率，設(shè)計(jì)高通濾波器濾除血管壁等準(zhǔn)靜態(tài)信號(hào)，提取血流多普勒信號(hào)SD(x,z)。根據(jù)公式計(jì)算血流多普勒信號(hào)平方平均值[10]，即信號(hào)功率

其中，ND為慢時(shí)信號(hào)長(zhǎng)度，設(shè)置特定閾值，偽彩色編碼顯示血流的信號(hào)強(qiáng)度，這就是彩色血流功率多普勒成像。血流信號(hào)多普勒功率強(qiáng)度通常和血管內(nèi)的血容量成比例，即色彩越亮，強(qiáng)度越高，該像素點(diǎn)所占體素的血容量越大。

2.3 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)

超快復(fù)合成像方法需要系統(tǒng)快速采集各陣元通道回波信號(hào)，并行處理數(shù)據(jù)以實(shí)現(xiàn)超高幀頻。傳統(tǒng)超聲系統(tǒng)通常是線序列處理成像，無法滿足該方法的并行數(shù)據(jù)處理需求。因此，本實(shí)驗(yàn)基于美國 Verasonics 公司 V－1 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，并行發(fā)射 128 通道，二選一復(fù)用并行接收 64 通道，12 位 ADC，采樣率最高達(dá) 60 MHz。該系統(tǒng)可開放編程控制發(fā)射非聚焦平面波，獲取用于復(fù)合成像的各通道原始射頻數(shù)據(jù)，波束形成算法以及功率多普勒成像均在 64 位 Matlab 2014a 上離線處理。128 陣元超聲換能器中心頻率為 12 MHz，－6 dB帶寬為 88%。系統(tǒng)數(shù)據(jù)采樣率 45 MHz。實(shí)驗(yàn)中所有數(shù)據(jù)未進(jìn)行任何插值處理，結(jié)果按原數(shù)據(jù)量顯示，以此反映本文方法的有效性和真實(shí)性。

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

3.1 相干復(fù)合成像實(shí)驗(yàn)結(jié)果

實(shí)驗(yàn)一在仿體中進(jìn)行：以聚乙烯醇和纖維素為材料制作血管壁仿體組織，血管內(nèi)徑為4 mm，外徑為 8 mm，在超純水環(huán)境中進(jìn)行。首先對(duì)已制作好的血管體模采集平面波超聲回波射頻信號(hào)，利用前述相干復(fù)合成像算法得到血管的 B 模圖像。為了獲得較好的圖像對(duì)比度和分辨率，選用了 41 個(gè)角度，每個(gè)角度間隔 0.31°，以所有陣元同時(shí)發(fā)射為 0°平面波，正負(fù)向各偏轉(zhuǎn) 20 個(gè)角度。成像深度為 24 mm，每個(gè)平面波數(shù)據(jù)采集時(shí)間約為 62 μs，則復(fù)合成一幅圖像的數(shù)據(jù)采集所需時(shí)間約為 2.5 ms。

圖 2(a)所示為 0°平面波，即全陣列同時(shí)發(fā)射接收聲波，輻射血管所得 40 dB 動(dòng)態(tài)范圍 B 超圖像。從圖可見，圖像對(duì)比度和分辨率極差，且近場(chǎng)受旁瓣影響嚴(yán)重。雖然采集一幅圖像僅需62 μs，幀頻遠(yuǎn)高于傳統(tǒng)聚焦超聲成像，但是圖像質(zhì)量難以提供可靠的組織結(jié)構(gòu)信息。由此，需要采用多角度平面波相干復(fù)合的方法，每一相應(yīng)正負(fù)角度平面波相加，相交點(diǎn)在聲場(chǎng)上可獲得類比于聚焦的效果，因此，可削弱旁瓣影響，提高圖像的對(duì)比度和信噪比；此外，借鑒了傳統(tǒng)聚焦超聲成像中 F 數(shù)的概念，在平面波延時(shí)疊加計(jì)算時(shí)舍棄深度孔徑比以外的近場(chǎng)點(diǎn)，可減少近場(chǎng)偽影。將 41 個(gè)角度的單幅圖像疊加，最終得到圖2(b)。從結(jié)果可看出，我們所采用的方法可以保證高幀頻的情況下，對(duì)近場(chǎng)偽影進(jìn)行了抑制，提高圖像對(duì)比度和信噪比。

圖 2 血管體模 40 dB 成像結(jié)果Fig. 2 40 dB ultrasonic images of vessel phantom

3.2 功率多普勒血流成像實(shí)驗(yàn)結(jié)果

實(shí)驗(yàn)二在血管體模內(nèi)通以一定濃度的脂質(zhì)微泡溶液作為血流，其中微泡可等效為血細(xì)胞等顆粒。恒流注射泵流量為 1200 mL/h，即血管內(nèi)血液的平均流速約為 26.5 mm/s。由此，根據(jù)多普勒頻移[11]公式fd＝2Vf0cosθ/c，可計(jì)算出多普勒最大頻移約為 413 Hz。根據(jù)奈奎斯特采樣定理，血流信號(hào)采樣頻率，即超快超聲成像幀頻至少約為 826 Hz。

采用平面波偏轉(zhuǎn)角度數(shù)設(shè)為 11，每個(gè)角度間隔 1°，相干復(fù)合成像幀頻可達(dá) 1000 Hz，滿足奈奎斯特采樣定理。因此，這樣既保證超高幀頻，也可獲得較高的圖像對(duì)比度和信噪比。為了驗(yàn)證超快超聲的成像方法可以有效應(yīng)用于復(fù)雜血流多普勒成像中，我們?cè)谘芊麦w的中部用一根短棒支撐成拱形，40 dB 動(dòng)態(tài)范圍 B 超圖像如圖 3(a)所示。在圖 3(a) 中，微泡溶液流向?yàn)樽宰笙蛴?，流?jīng)彎曲隆起處，濃度和流速會(huì)發(fā)生變化，即中間濃度和流速均低于左右兩端，在功率多普勒?qǐng)D像中的預(yù)期變現(xiàn)為信號(hào)強(qiáng)度不一。

為了實(shí)現(xiàn)千赫茲級(jí)幀頻，在一定程度上犧牲了 B 超圖質(zhì)量。從圖 3(a)可以看到出現(xiàn)部分偽影，支撐桿與血管壁接觸面在下底中部表現(xiàn)高亮信號(hào)，但這并不影響血流信號(hào)的提取，因?yàn)檫@些雜波信號(hào)在時(shí)間采樣上表現(xiàn)為低頻信號(hào)。實(shí)際上，人體血管等組織信號(hào)強(qiáng)度比血液信號(hào)高 40～60 dB[12]。圖 3(a)表明，該模型可以很好地模擬實(shí)際血流和血管壁的信號(hào)強(qiáng)度比。在如此快的幀頻下，可以獲取大量的采樣幀，因此，可以選擇具有線性相位響應(yīng)的有限脈沖響應(yīng)(Finite Impulse Response，F(xiàn)IR)濾波器作為壁濾波器，且高階 FIR 濾波器可以獲得很窄的過渡帶以及足夠的阻帶衰減。圖 3(b)為經(jīng)壁波器后的信號(hào) 40 dB范圍內(nèi)顯示結(jié)果：可以看到，血管壁及偽影等準(zhǔn)靜態(tài)信號(hào)均未顯示，血流信號(hào)以不同強(qiáng)度顯示。圖 3(c)實(shí)現(xiàn)了基于平面波超聲的彩超圖，即靜態(tài)組織的 B 超圖和動(dòng)態(tài)血流多普勒功率圖的融合。選用最大類間方差法[13]可以很好地從 3(b)中分割出血流信號(hào)，實(shí)現(xiàn)和 B 超圖像的精準(zhǔn)融合。為了更好地觀察血流中血細(xì)胞的功率多普勒信號(hào)強(qiáng)度分布，在圖 3(c)中歸一化顯示血流信號(hào)，中間血流在圖像中表現(xiàn)為低亮信號(hào)，兩端為高亮信號(hào)，符合預(yù)期分析。

圖 3 基于超聲平面波的功率多普勒血流成像結(jié)果Fig. 3 Power doppler images with ultrasonic plane wave

血流功率多普勒的計(jì)算結(jié)果與采集圖像幀數(shù)有關(guān)，傳統(tǒng)方法只能基于 8～16 個(gè)時(shí)間幀，結(jié)果并不理想，且多普勒?qǐng)D像幀頻僅為幾赫茲；而基于平面波超聲的方法可以在相同的時(shí)間內(nèi)采集成百上千幀復(fù)合圖像，因此，本文進(jìn)行實(shí)驗(yàn)三，選取不同數(shù)量的復(fù)合圖像計(jì)算血流的功率多普勒，觀察其結(jié)果。

實(shí)驗(yàn)三中，所用的血管體模和血流同實(shí)驗(yàn)二：選取血管橫截面，超聲換能器和血管成 60°夾角， 11 個(gè)偏轉(zhuǎn)角度輻射，間隔 1°，復(fù)合成像幀頻為 1000 Hz。注射泵流量為 1000 mL/h，即流速約為 22 mm/s。同樣，可計(jì)算出多普勒最大頻移約為 343 Hz。其 B 超圖如圖 4(a) 所示。

每幀復(fù)合信號(hào)采集的時(shí)間為 1 ms，分別選取 10、20、40、80、100 幀計(jì)算，對(duì)應(yīng)的功率多普勒血流幀頻分別為 100 Hz、50 Hz、25 Hz、12.5 Hz、10 Hz。壁濾波器均采用 4 階 FIR 濾波器，100 Hz 截止頻率。濾除血管壁后提取血流的強(qiáng)度信號(hào)，血流功率歸一化彩色多普勒結(jié)果如圖 4(b～f)所示。結(jié)果表明，由于血管內(nèi)壁不光滑，且有一定傾角，微泡在底部堆積，血流信號(hào)表現(xiàn)底部高亮；且附著血管內(nèi)壁的微泡隨血管內(nèi)壁被表現(xiàn)為低頻信號(hào)，因此，血流信號(hào)表現(xiàn)內(nèi)強(qiáng)外弱。圖 4(b)時(shí)間分辨率最高，可以快速捕捉流動(dòng)的血流信號(hào)，但是圖像所含血流多普勒信息量少；隨著復(fù)合圖像幀數(shù)增加，多普勒?qǐng)D像時(shí)間分辨率降低，但得到的血流多普勒信息細(xì)膩、豐富；雖然圖 4(e～f)時(shí)間分辨率相對(duì)較低，但對(duì)于本實(shí)驗(yàn)采用的低速血流模型具有最優(yōu)秀的估計(jì)效果。

圖 4 基于不同復(fù)合幀數(shù)的體模彩色功率多普勒Fig. 4 Various ensemble sizes for power doppler

4 結(jié) 論

傳統(tǒng)彩色多普勒血流成像基于傳統(tǒng)聚焦超聲成像方法，幀頻低，分區(qū)計(jì)算導(dǎo)致成像區(qū)域內(nèi)血流信息非同步等限制了其在快速血流的定量計(jì)算和微小低速血流精細(xì)成像的應(yīng)用。基于平面波超聲的方法改善了功率多普勒血流成像這一現(xiàn)狀。本文實(shí)驗(yàn)一表明，采用多角度平面波相干成像的方法既可以提高幀頻，又可以改善圖像質(zhì)量，為血流多普勒成像奠定了基礎(chǔ)。但該方法是基于超快速硬件平臺(tái)實(shí)現(xiàn)，本文所用系統(tǒng)為 2 次 64 通道接收，這使得幀頻降低一半?；?128 通道的全陣列發(fā)射接收超聲硬件平臺(tái)將更有利于超聲多普勒血流成像，并有可能實(shí)現(xiàn)定量分析。

實(shí)驗(yàn)二和實(shí)驗(yàn)三均表明，基于超聲平面波的功率多普勒血流成像，可以采集更多的復(fù)合圖像信號(hào)，使得臨床上可以根據(jù)不同應(yīng)用權(quán)衡時(shí)間分辨率、血流多普勒信號(hào)和信噪比之間的關(guān)系。高時(shí)間分辨率有利于快速血流的檢測(cè)，而高靈敏度有利于微細(xì)血流的檢測(cè)。本文模擬的血流速度屬于低速血流，與腦部血流相近，表明本技術(shù)對(duì)低速血流具有較高的靈敏度。此外，基于平面波超聲的功率多普勒血流成像有可能應(yīng)用在腦部的血流成像中，這將開創(chuàng)超聲在功能成像上的新應(yīng)用。

綜上所述，基于平面波超聲的功率多普勒血流成像技術(shù)和傳統(tǒng)血流成像方法相比，具有高時(shí)間分辨率、高圖像對(duì)比度、高信噪比等優(yōu)勢(shì)，可以為臨床診斷提供更有效的信息，將極大促進(jìn)超聲在血流成像方向的發(fā)展。

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Study of Power Doppler Imaging Method with Ultrasonic Plane Wave

YE Weiqiang1,2GUO Ning1,2WANG Congzhi1LI Guofeng1XU Changxi1LIANG Liuchang1QIU Weibao1

1(Paul C. Lauterbur Research Center for Biomedical Imaging,Shenzhen Institutes of Advanced Technology,Chinese Academy of Sciences,Shenzhen518055,China)
2(University of Chinese Academy of Sciences,Beijing100049,China)

Emitting plane wave makes ultrasonic imaging enough fast so that it could detect variable blood signal in body, hence it becomes one of the most popular research interest. A new algorithm, multi-angle plane wave coherent compound imaging (MPWCCI) was realized to suppress side-lobe signal, improving the quality of ultrasonic image. Trading off frame rate and signal-noise-ratio (SNR), it could be used to image blood Power Doppler (PD). The contrast of B mode image could be up to 40 dB, and the frame rate to 1000Hz, using more than ten plane waves to compound. Test was accomplished in the slow-flow blood phantom, it shows that clutter signal could be eliminated and blood signal could beextracted effectively, and finally an image depicting hemodynamics was obtained. Result verifies that MPWCCI-PD has a fine sensitivity to slow flow. Furthermore, the effect of the ensemble size on image quality and temporal resolution was discussed. Calculating blood PDs in varying ensemble size data reveals that its frame rate exceeds that of conventional PD imaging, up to tens of Hertz, and the shorter the ensemble images are, the higher the temporal resolution and the better image, and vice versa. Higher temporal resolution is conducive to detecting fast blood flow and better sensitivity is good for the detection of small vessels. MPWCCI-PD may be helpful to imaging cases caused by angiocardiopathy, or brain small vessels.

plane wave; coherent compound; blood; power Doppler; temporal resolution

R 445.1；TN 911.7

A

2015-02-09

：2015-03-04

國家自然科學(xué)基金(61302038)；國家基礎(chǔ)研究 973 項(xiàng)目(2015CB755500)；廣東省創(chuàng)新創(chuàng)業(yè)研究團(tuán)隊(duì)(2013S046)；廣東省自然科學(xué)基金；深圳市孔雀計(jì)劃(20130409162728468)；深圳市國際合作項(xiàng)目(GJHZ20140417113430615)；深圳市科學(xué)基金(JCYJ20140610151856707)

葉為鏹，碩士研究生，研究方向?yàn)槌暢上?、信?hào)處理；郭寧(共同第一作者)，碩士研究生，研究方向?yàn)槌暡ㄊ纬?；王從知，博士，助理研究員，研究方向?yàn)槌晱椥猿上?、超聲溫度成像；黎國鋒，博士研究生，研究方向?yàn)槌暷X刺激；徐長(zhǎng)喜，碩士，研究助理，研究方向?yàn)槌曇暰W(wǎng)膜刺激；梁柳娥，學(xué)士，研究方向?yàn)槌暷X刺激；邱維寶(通訊作者)，博士，副研究員，研究方向?yàn)楦哳l超聲、超聲電子，E-mail：wb.qiu@siat.ac.cn。