技术领域
本发明涉及医用超声波技术的成像方法和装置，尤其涉及在低帧率的 超声设备上在不降低B帧率的前提下提高M型采样数据的时间分辨率从而 获得实时解剖M型图像的方法和装置。
背景技术
解剖M型(anatomical M-mode)或任意M型(arbitrary M-mode)成像 是超声成像中一种较新的技术，最早由挪威的Vingmed sound公司(该公司 在1998年被GE公司收购)在1996年提出。解剖M型成像和常规M型成像 表现方式很类似，都是在时间和深度平面上用灰度表达超声回波信号的强 度。但是从成像机制上看，二者差别较大。常规M型成像基于一条真实的 超声扫描线，而解剖M型成像基于二维超声图像序列上自定义的一条直线 或一条曲线，是虚拟的M型(virtual M mode)。解剖M型成像本质上是二 维超声图像序列的另外一种表达形式，通过从每一帧B图获得的采样线位 置数据根据时间顺序排列来获得与常规M型同样的距离-时间坐标系的图 像数据。
尽管超声B型成像能提供更完整的空间信息，但是临床上采用常规M 型成像进行心腔大小和心功能的评价更为准确。原因有四：常规M型成像 比B型成像有更高的时间分辨率；常规M型成像能够在时间轴上精确观察 心脏运动，而B型成像不能够精确观察心脏运动随时间的改变；M模式能 够更好的确认组织边界；M模式能够在较高时间分辨率上比较不同解剖结 构的运动。常规的M型成像也有其不足。首先，为了准确测量心室的相关 参数，扫描线需要与心室壁垂直。由于肺和肋骨的影响，在临床上这种切 面不容易获得。其次，常规M型成像扫描线固定，心脏运动会使得扫描线 基点有可能朝向或者远离扫描定点，导致测量不准。最后常规M型成像只 能够从一条取样线方向观察心脏，在空间上分析不全面。由于解剖M型成 像的采样线并不是一条实际的扫描线而是用户自定义的，因此能够部分的 保留常规M型成像的优点，又能够改善其不足。
Philips公司在2003年就已递交了名称为“超声成像系统上的实时任意 M型(Real-Time Arbitrary M-Mode for Ultrasonic Imaging System)”的 专利申请(US 6,589,175 B2)。该专利公开了如图1所示的装置框图，该 装置包括：两个保存扫描线数据的内存缓存，以及两个保存转换后的M线数 据的图像缓存。前端与内存缓存合作，前端将波束形成的N条扫描线数据作 为一组，交替的保存在两个内存缓存中，这N条扫描线就是采样线经过的扫 描线；扫描转换负责将内存缓存的N条扫描线转换生成一条M型数据线交替 保存在图像缓存中，图像缓存与显示合作进行M图显示。
上述US 6,589,175专利的主要思想是通过将扫描一帧图像过程分成多 次进行扫描，每次扫描若干条线，在相隔两次的间隔扫描M采样线经过的 扫描线，从而提高获得M图的频率。Philips的技术方案将获得B图数据与 解剖M型数据线分离开来，其缺点在于：以牺牲B图帧率为代价来达到提 高M图帧率的效果。我们进行一个简单的计算，便可知道Philips方案为了 获得特定帧率的解剖M数据所必须牺牲的B图帧率，假设采样线跨度为N 条扫描线，扫描一条线需要0.25毫秒，一帧B图有120条线，M图的帧率 要求达到F帧/秒，则可以计算不进行解剖M型时B图帧率为
B图原来帧率：1000/(0.25·120)＝33帧/秒，
1秒内生成M线数据所花费的时间：N*F*0.00025，
剩下用于生成B图的时间：(1-N*F*0.00025)。
很容易计算，如果F为60帧/秒，采样线跨度N为20线，则B帧率剩下23 帧/秒，B图像帧率依赖于扫描线的跨度，而且由于B图像帧率对N的依赖使 得系统的帧率不可预测。
由于许多国外大公司普遍使用中高档机器，帧率本来就很高，因此在 实现解剖M型时不需要考虑帧率低对解剖M图像的影响，本发明旨在解决如 何在帧率不高的中低档机器实现解剖M型成像的问题。
发明内容
本发明要解决的技术问题是提出一种基于较低帧率的超声B型成像系 统，在不降低B图帧率的前提下，通过对B图数据进行插值获得模拟的高帧 率M型图像的方法和装置。
本发明采用如下技术方案：设计一种利用超声B型成像数据获得解剖 M型图像的方法，该方法以超声成像系统作为硬件基础，其特征在于包括 如下步骤：
a.主控制器控制探头对准受测机体组织以隔(K-1)列分组扫描的方 式发射和接收超声波，所述隔(K-1)列分组扫描的方式是指把扫描线分成 K组，第i组由第i，K+i，2K+i，3K+i，......列扫描线所组成，所述探头 从第一组开始，逐一按顺序发射和接收各组的超声波信号，第i-1组的超 声波信号比第i组的超声波信号在时间上提前δt秒，其中i＝1，K，因此，一 帧B图数据被分成在时间序列上连续、但空间分辨率降低了K倍的K组数 据；
b.所述K组超声回波扫描线信号依次进入波束合成器，由波束合成器 完成聚焦延时、加权和通道求和后被送入检测器检测，检测器的输出信号 被保存在至少一个数据缓冲中；
c.B型扫描变换模块(BDSC)调取所述数据缓冲中的K组数据，让K 组数据结合在一起形成一整帧B数据，该帧B数据被储存在B图像缓冲并 由显示器显示B图形；
d.M型扫描变换模块(MDSC)也从所述数据缓冲中调取K组数据，从 每组数据中获得一条M型数据线，形成沿用户自定义扫描线的深度—时间 坐标系下的K个时间刻度解剖M型的网格点数据；
e.通过在相邻时间的两条数据线之间进行插值提高时间分辨率；
f.经过e步插值后的解剖M型数据更新储存到M图像缓冲并由所述显 示器显示解剖M型图；
重复步骤a至步骤f获得全部时空序列的解剖M型图。
所述K的取值范围为2至10，在本发明的实施例中，K取值2，即探头 以隔列分两组扫描的方式发射和接收超声波，所述插值方法采用线性插值 或样条插值，所述两相邻时间间隔的M型数据线之间需要插入Newfps /Orgfps根数据线，经过插值后解剖M型数据的时间分辨率为Newfps，其 中Orgfps是M型数据的原始帧率，Newfps是根据解剖M型图像显示的需 要所设定的目标帧率。在多数情况下，所述Newfps/Orgfps不是整数，因 此两相邻时间间隔的M型数据线之间的插值为等时间距离非整数倍插值。 如果Newfps/Orgfps为整数，则两相邻时间的M型数据线之间的插值为等 时间距离整数倍插值。
本发明解决技术问题所采用的技术方案还包括：设计一种利用超声B 型成像数据获得解剖M型图像的装置，包括：
一个前端组件，包括顺序单向连接的探头、波束合成器和检测器，用 于向受测机体组织发射超声波和接收受测机体组织反射回来的超声回波信 号，该超声回波信号由波束合成器完成聚焦延时、加权和通道求和后被送 入检测器检测；
一个主控制器，用于控制前端组件发射和接收超声波的方式以及对装 置处理受测机体组织反射回来的超声回波信号实施控制；
至少一个数据缓冲，用于储存所述检测器输出的超声回波数据供信号 处理模块调用；
一个图像处理及显示模块，用于对所述数据缓冲中的M型数据分别进 行B型图和解剖M型图的处理和显示，其特征在于：
所述主控制器通过控制探头以隔K列分组扫描的方式发射和接收超声 波，使空间分辨率较高的一帧B图数据被分成在时间序列上连续的数据，每 组数据可以看作一空间分辨率较低的B图数据；
所述图像处理模块包括两个互相独立的解剖M型图像处理单元和B型 图像处理单元，所述解剖M型图像处理单元包括顺序连接的M型扫描变换 模块(MDSC)、插值模块和M图像缓冲，用于把从数据缓冲中调出的M型数 据通过扫描变换模块进行坐标转换，形成沿用户自定义扫描线的深度—时 间坐标系下K个时间刻度的解剖M型的网格点数据，然后由插值模块对解 剖M型的网格点数据进行插值以进一步提高解剖M型数据的时间分辨率， 插值后的解剖M型数据更新储存到M图像缓冲并由显示器显示；所述B型 图像处理单元包括顺序连接的B型扫描变换模块(BDSC)和B图像缓冲， 用于把数据缓冲中的多组数据结合在一起形成一整帧B数据并进行坐标转 换，该帧B图被更新储存在B图像缓冲并由显示器显示B图形。
作为一个具体实施例，所述主控制器通过控制探头以隔列分组扫描的 方式发射和接收超声波，即K取值为2，所述数据缓冲有两个，数据缓冲a 和数据缓冲b，两个数据缓冲各存放一组从检测器输出的数据。
与现有技术相比较，本发明利用超声B型成像数据获得解剖M型图像 的方法和装置具有如下优点：通过控制扫描方式和对数据进行非整数倍线 性插值，在保证B图像帧率不变的情况下，获得更高的解剖M型帧率，使 得在中低档的B超机器上实现解剖M型成像成为可能。
附图说明
图1是现有实现解剖M型图像的超声B型成像系统的原理框图；
图2是现有超声B型成像装置的系统框图；
图3是本发明利用超声B型成像数据获得解剖M型图像的装置的原理 框图；
图4是解剖M型图像采样线的示意图；
图5是各隔列扫描发射控制的示意图；
图6是MDSC模块扫描发射控制的示意图；
图7是非整数插值方法的示意图；
图8是非整数插值方法的流程图。
具体实施方式
以下结合附图及附图所示之最佳实施例对本发明装置和方法作进一步 详述。
先了解现有超声成像系统将有助于理解认识本发明装置。图2是现有超 声B型成像装置的系统框图，探头向受测机体组织发射超声波，之后，又接 收从受测机体组织反射回来的超声波；回波信号进入波束合成器，由波束 合成器完成聚焦延时、加权和通道求和。波束合成器的输出信号由检测器 检测，检测器将信号送给DSC扫描变换器完成坐标变换，最后送给显示器显 示单帧图像数据，超声波成像装置所有控制都由主控制器完成。
图3是本发明利用超声B型成像数据获得解剖M型图像的装置的一个
实施例，该装置包括：
一个主控制器，用于控制前端组件发射和接收超声波的方式以及对装 置处理受测机体组织反射回来的超声回波信号实施控制；
一个前端组件，包括顺序单向连接的探头、波束合成器和检测器，用 于向受测机体组织发射超声波和接收受测机体组织反射回来的超声回波信 号，该超声回波信号由波束合成器完成聚焦延时、加权和通道求和后被送 入检测器检测；虽然上述硬件组成与图2的现有技术完全相同，但其工作 方式却有本质上的巨大差别，本实施例的主控制器通过控制探头以隔列分 组扫描的方式发射和接收超声波，即通过主控制器控制前端发射接收扫描 线的顺序，使空间分辨率较高的一帧B图数据被分成在时间序列上连续的 2组数据，这两组数据可以看作时分辨率较低的B图像数据；
至少一个数据缓冲，用于储存所述检测器输出的超声回波数据供信号 处理模块调用；本实施例设置两个数据缓冲，数据缓冲a和数据缓冲b各 存放一组从检测器输出的M型数据。每一组数据分开存放在各自的数据缓 冲方便了数据的调用。如果对数据的格式加以规定，用一个数据缓冲来存 储全部的数据也可以。
一个图像处理及显示模块，用于对所述数据缓冲中的数据分别进行B 型图和解剖M型图的处理和显示，它包括两个互相独立的解剖M型图像 处理单元和B型图像处理单元。所述解剖M型图像处理单元包括顺序连接 的M型扫描变换模块(MDSC)、插值模块和M图像缓冲，用于交替的分 别从数据缓冲a和数据缓冲b中获得数据并通过扫描变换模块进行坐标转 换，形成沿用户自定义扫描线的深度—时间坐标系下的解剖M型两个时间 刻度的网格点数据，然后由插值模块对解剖M型的网格点数据进行非整数 倍插值以进一步提高解剖M型数据的时间分辨率，插值后的解剖M型数 据更新储存到M图像缓冲并由显示器显示；所述B型图像处理单元包括顺 序连接的B型扫描变换模块(BDSC)和B图像缓冲，用于把数据缓冲a 和数据缓冲b中的两组M型数据结合在一起获得一整帧B数据并进行坐标 转换，该帧B图被更新储存在B图像缓冲并由显示器显示B图形。
需要指出的是，虽然本发明的实施例(图3)描述的是一个B|M模式下 的系统框图，但很容易把本发明装置推广延伸到在其它模式下实现实时解 剖M型图。
以图3所示的超声成像系统作为硬件基础来说明利用超声B型成像数 据获得解剖M型图像的方法，该方法包括如下步骤：
步骤a.主控制器控制探头对准受测机体组织以隔(K-1)列分组扫描 的方式发射和接收超声波，所述隔(K-1)列分组扫描的方式是指把扫描线 分成K组，第i组由第i，K+i，2K+i，3K+i，......列扫描线所组成，所述 探头从第一组开始，逐一按顺序发射和接收各组的超声波信号，第i-1组 的超声波信号比第i组的超声波信号在时间上提前δt秒，其中i＝1，K，因 此，空间分辨率较高的一帧B图数据被分成在时间序列上连续的K组数据， K的取值范围为2至10。虽然理论上K越大，M帧率会越高，但是考虑到 帧率与图像质量的平衡，根据实际应用对图像的要求确定适当的K值。对 于本实施例，K的取值为2，即是隔列扫描发射控制的实施例，如图5所示。 图中L1～L8为扫描线，常规情况下发射顺序是从L1到L8依次序扫描，本 发明方法采用隔列扫描方法，先扫描奇线扫描线L1->L3->L5->L7，然后扫 描偶线扫描线L2->L4->L6->L8，系统将扫描线数据分别保存于数据缓冲a 和数据缓冲b，这样数据缓冲a就保存了奇线数据，数据缓冲b保存了偶 线数据。图中的例子是一帧图由八条扫描线数据构成，实际中扫描线数据 会多得多，但扫描方法并没有变化，这里进行了一定的简化。对发射顺序 进行改变是为了从一帧B图像中获得多条M图像采样线数据，因为B图像 对空间分辨率的要求大于时间分辨率的要求，而解剖M型图像相反，其对 时间分辨率的要求更高；通过隔列扫描，奇偶数据线分别表达的是一帧扫 描线减半的B图，其空间分辨率降低了，但是从这两组数据中我们可以获 得两条时间上连续的采样线数据，而对于B图而言，奇偶线组结合起来， 仍然是扫描线数没有改变的B图，而且扫描周期没有变化，B帧率因此也 没有改变，通过这个方法，我们在扫描一帧B图的时间周期内，获得多于 一帧的解剖M型数据线的数据。
步骤b.所述两组超声回波信号进入波束合成器，由波束合成器完成聚 焦延时、加权和通道求和后被送入检测器检测，检测器的两组输出信号被 分别保存在数据缓冲a和数据缓冲b中；
步骤c.B型扫描变换模块(BDSC)分别调取所述数据缓冲a和数据缓 冲b中的两组数据，让两组数据结合在一起形成一整帧B数据，该帧B数 据被储存在B图像缓冲并由显示器显示B图形；如图4所示，左边是进行 坐标转换(BDSC)前在数据缓冲中的B图，右边是进行坐标转换(BDSC)后 形成的B图，如图4右边所示线段L是以P1P2为端点的采样线，该采样线 的定义可以通过滑轮鼠标或者其它方式由用户进行定义，另外，虽然该图 中显示的线段为直线，但是本发明并不局限与直线段，也可以是曲线采样 线情况。图中也显示了L在BDSC变换前的数据缓冲中的对应线条L’，P1 对应P1’，P2对应P2’。
步骤d.M型扫描变换模块(MDSC)也从所述数据缓冲中调取两组数据 并进行坐标转换，形成沿用户自定义扫描线的深度—时间坐标系下的两个 时间刻度解剖M型的网格点数据；图6是MDSC模块的作用示意，左边的是 数据缓冲a(b)中的扫描线数据，扫描线使用实线进行表示，同时线条L’ 是用户自定义的采样线，MDSC模块均匀的在L’上进行采样并且进行排列， 从数据缓冲a(b)中获得一条采样线数据I，采样点数根据实际M图显示的 需要决定。
步骤e.通过在相邻时间的两条数据线之间进行插值提高时间分辨率； 下面介绍如何进行插值。
假设目标帧率是解剖M型的显示需要的帧率，而原始帧率是获得M数 据线的帧率，在常规M型中，由于只是一条扫描线数据，因此通常原始帧 率会大大高于目标帧率，通过帧相关可以获得目标帧率的图像。但是对于 解剖M型，由于多条扫描线才能获得一线数据，因此如果目标帧率大于原 始帧率，就需要插值模块插值来获得需要的帧率。如果目标帧率是原始帧 率的整数倍，那么就是整数倍插值，对于整数倍插值，实际获得的线数据 是结果M图像中的一条显示数据线，每获得两线数据就在之间插一定数量 的数据线从而构成结果图。
在实际中，原始帧率与目标帧率都是固定的，而且一般不是整数倍关 系，因此通过非整数倍插值方法获得目标帧率图像。如果原始帧率是25帧 /秒，目标帧率是128帧/秒，那么倍数就是5.12倍了，假设显示解剖M图 大小为512条数据线，那么每条数据线都对应着一个时间刻度，而原始获 得的线数据基本上都不是对应这个刻度，因此对于非整数倍插值，实际数 据线一般不是实际显示的数据线。图7是非整数倍插值的示意图。图中的 实线I1～I3为通过MDSC转换后实际获得的数据线，而虚线M1～M5为根据 目标帧率与原始帧率计算出的需要插值显示的数据线，在两条实线之间插 入的线数有可能不一样。
我们以时间刻度为基准来计算插值线条数以及插值线的位置。假设 Orgfps是原始帧率，Newfps为目标帧率，所述两相邻时间间隔的M型数据 线之间需要插入Newfps/Orgfps根数据线，如果插值前的M型数据的时间 分辨率为δt，则经过插值后解剖M型数据的时间分辨率为Newfps，对每 相邻两条实际获得的数据线计算其在要显示的解剖M图中X方向(代表时 间)的坐标线刻度iLf和iRt，那么[iLf，iRt]之间的整数就是这两条实 际数据线之间要插的数据线了，然后对属于这个区间的数据线使用插值方 案进行插值。iLf与iRt可以通过下面公式求得：
iLf＝(i-1)*Newfps/Orgfps
iRt＝i*Newfps/Orgfps
知道了需要插值的数据线与实际获得的数据线的关系后就可以进行插 值了，插值方法可以根据需要使用各种插值算法，比如线性插值，样条插 值，或者自定义的插值算法等等。本发明实施例使用的是线性插值，因为 线性插值算法简单，容易通过硬件实现，能够快速的进行插值运算。
非整数倍插线过程如图8所示。在开始时刻，赋值I＝0，iLf＝1，读取 第一根线的数据，然后进行如下循环：循环开始：赋I＝I+1，然后获得第I 根被插值线所在的时间刻度iRt，对[iLf，iRt]之间的整数线进行插值， 插值完成后令iLf＝iRt，又回到循环开始位置进行新一轮插值过程。
步骤f.经过e步插值后的解剖M型数据更新储存到M图像缓冲并由所 述显示器显示解剖M型图；
重复步骤a至步骤f获得全部时空序列的解剖M型图。