專利名稱：一種測量骨骼寬帶超聲衰減的超聲ct成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于醫(yī)學(xué)超聲應(yīng)用領(lǐng)域，基于骨骼對超聲波的吸收特性對骨(礦)密度測量，實現(xiàn)對骨骼寬帶超聲衰減(BUS)的斷層成像。
背景技術(shù)：
骨質(zhì)疏松癥(Osteoporosis，簡稱OP)是老年人普遍面臨的一個問題，由于尚無有效和安全的方法治愈OP癥，因此對OP癥及時、準(zhǔn)確的早期診斷成為各國研究的的熱點。反映OP癥的主要指標(biāo)是骨礦密度(Bone mineral density，簡稱BMD)，目前利用定量超聲技術(shù)(Quantitative Ultrasonic technique，簡稱QUS)檢測骨(礦)密度是一種無損傷的創(chuàng)新技術(shù)。QUS是利用寬帶超聲衰減(Broadband ultrasound attenuation，簡稱BUA)的變化來反映骨(礦)密度，且能夠反映骨小梁結(jié)構(gòu)的信息。
傳統(tǒng)的超聲骨(礦)密度測量是采用透射法，即采用兩個傳統(tǒng)的超聲探頭，一個是發(fā)射超聲探頭，一個是接收超聲探頭，將骨骼透射信號的頻率與水的透射信號的頻率比就是骨骼的超聲衰減曲線，通過適當(dāng)數(shù)學(xué)處理和變換得到BUA參數(shù)。但是傳統(tǒng)的方法存在的缺陷在于1、只能測量骨骼整體的BUA值，不能反映BUA在骨骼中的逐點分布；2、傳統(tǒng)的超聲探頭發(fā)射的聲場存在衍射效應(yīng)，傳播過程中逐漸發(fā)散，有效聲場直徑相應(yīng)變大，所以BUA測量的方向性較差，即直接影響檢測成像的分辨率。與X-射線成像測量骨(礦)密度方法相比，傳統(tǒng)的BUA測量所反映的骨(礦)密度信息量有較大局限。但是眾所周知X-射線對人體是有害的，而且測量成本較高，裝備的體積較大，需要超高電壓供電，根本無法攜帶。
鑒于現(xiàn)有技術(shù)存在的不足，特提出本發(fā)明。

發(fā)明內(nèi)容
針對現(xiàn)有技術(shù)的不足，本發(fā)明提出采用能量分布比較集中的聲場，如非衍射超聲波作為測量聲場，對骨骼BUA進(jìn)行測量。非衍射超聲聲場是在20世紀(jì)80年代被發(fā)現(xiàn)，并在實驗室獲得成功。本發(fā)明在于首次提出將非衍射超聲波束用于骨骼密度BUA切片成像的醫(yī)用領(lǐng)域。
本發(fā)明的實現(xiàn)方式特征在于采用非衍射波作為超聲測量聲場對BUA進(jìn)行測量。所說非衍射波可以是零階貝賽爾(bessel)波或零階x-wave波。非衍射超聲探頭可以是由環(huán)行超聲傳感器實現(xiàn)。利用特定的激勵信號，環(huán)行超聲傳感器發(fā)射出非衍射超聲波束對骨骼進(jìn)行檢測。
理論上非衍射超聲聲場在傳播過程中是不發(fā)散的，方向性非常好。而實際上如采用有限尺寸傳感器，所產(chǎn)生的非衍射超聲聲場雖然是理論聲場的近似，但通過計算機仿真和實驗發(fā)現(xiàn)在沿傳播方向一定距離內(nèi)仍具有較好的方向性。
本發(fā)明的另一個重要內(nèi)容就是把CT成像技術(shù)應(yīng)用于BUA測量，產(chǎn)生一種全新模式的X-CT骨骼斷層的BUA值成像。傳統(tǒng)的超聲BUA測量或上述的用非衍射波的超聲BUA測量是通過一定的數(shù)學(xué)物理關(guān)系(方法)從檢測的超聲信號中提取BUA參數(shù)，但所提取的BUA參數(shù)是骨骼在聲波傳播方向的投影，并不能給出被測樣品內(nèi)的BUA分布信息。本發(fā)明采用CT測量方式及其成像算法，創(chuàng)造性地將已提取的BUA參數(shù)作為一組新的原始數(shù)據(jù)，利用中心切片定理對該數(shù)據(jù)進(jìn)行二次處理，即可得到骨骼在一個層面上的BUA值分布狀況，可以準(zhǔn)確和詳細(xì)地反映出骨骼不同部位的密度值。
本發(fā)明在醫(yī)學(xué)成像診斷中具有重要意義，它將傳統(tǒng)的超聲對器官邊界的形態(tài)學(xué)成像轉(zhuǎn)換為超聲功能成像，也就是對骨骼的物理參數(shù)BUA的形態(tài)學(xué)成像，開創(chuàng)了新的醫(yī)學(xué)超聲檢測領(lǐng)域。由于本發(fā)明采用了非衍射超聲波作為探測聲場，系統(tǒng)具有較高的BUA成像分辨率。同常規(guī)的X-射線投影成像檢測骨密度相比，本發(fā)明給出了骨頭的切片信息，更有利于對病癥(骨質(zhì)疏松癥)的正確診斷。本發(fā)明無需高壓供電，體積可以做得較小，可便攜使用。本發(fā)明相對其它方法，具有無輻射、成本低等優(yōu)點。


圖1為總體結(jié)構(gòu)框圖其中，1為任意波形發(fā)生器、2為高頻寬帶放大器、3為環(huán)形超聲發(fā)射傳感器(即為非衍射超聲脈沖發(fā)射探頭，簡稱發(fā)射探頭[3])、4為骨骼、5為超聲接收傳感器(簡稱接收探頭[5])、6為接收高頻放大器和模數(shù)(即A/D)轉(zhuǎn)換器、7是數(shù)據(jù)處理及BUA計算單元、8為重建BUA切片圖像單元。
圖2為環(huán)形超聲發(fā)射傳感器[3]的展開圖。
圖3數(shù)據(jù)處理及BUA計算單元[7]示意圖。
圖4是重建BUA切片圖像單元[8]的展開圖。
具體實施例方式下面結(jié)合

本發(fā)明具體實施方式
。首先由任意波形發(fā)生器[1]輸出所設(shè)定波形，經(jīng)高頻寬帶放大器[2]放大后作為激勵信號推動環(huán)形超聲發(fā)射傳感器[3]發(fā)射出非衍射超聲脈沖波。非衍射超聲脈沖波束穿透骨骼[4]后由超聲接收傳感器[5](即接收探頭[5])轉(zhuǎn)換為接收信號，該接收信號通過接收高頻放大器及模數(shù)(A/D)轉(zhuǎn)換器[6]成為數(shù)字信號，再通過數(shù)據(jù)處理及BUA計算單元[7]轉(zhuǎn)換為BUA投影信號，最后通過重建BUA切片圖像單元[8]，利用CT成像算法重建骨骼的BUA切片圖像。另外為了滿足CT成像算法的要求，超聲發(fā)射探頭[3]和超聲接收探頭[5]或骨骼[4]在測量中要做相應(yīng)的轉(zhuǎn)動和平動。
環(huán)形超聲發(fā)射傳感器[3]，它是由若干個同心圓環(huán)作為信號發(fā)射器陣列。如果孔徑越大圓環(huán)越多，環(huán)寬越窄環(huán)距越小，則所發(fā)射的信號就越接近于理論上的表達(dá)式。
下面給出利用環(huán)形超聲發(fā)射傳感器[3]產(chǎn)生兩種非衍射超聲波的例子。
1、零階脈沖Bessel超聲聲場在圓柱坐標(biāo)系(r，θ，z)下，零階Bessel超聲聲場的分布為U(r)=AJ0(krr)ejkzz---(1)]]>如果環(huán)形超聲發(fā)射傳感器[3]位于z＝0的平面，則施加在該傳感器上的激勵信號為U(r)＝AJ0(krr) (2)通常Bessel超聲波是連續(xù)波，為了能夠發(fā)射脈沖波，取振幅A為某個頻率ω的函數(shù)，即A＝A(ω)。可選擇A(ω)為脈沖信號的頻率響應(yīng)。即U(r)＝A(ω)J0(krr) (3)ω與波數(shù)k級其它參數(shù)kr，kz，之間的關(guān)系是k＝ω/c(4)k2=kr2+kz2---(5)]]>上式中c是聲速。從傅立葉原理來講我們發(fā)射了不同頻率的Bessel超聲聲場。因此實際的聲場將是這些頻率分量產(chǎn)生的超聲聲場的疊加，因此其結(jié)果將是零階脈沖Bessel的超聲聲場。把(3)式?jīng)Q定的信號施加在環(huán)行傳感器上，傳感器就可發(fā)射零階脈沖Bessel波。
2、零階X-wave超聲聲場在圓柱坐標(biāo)系(r，θ，z)下，零階X-wave聲場的分布為ΦXBB0(r,ω,z,t)=α0(rsinζ)2+[α0-i(zcosζ-ct)]2---(6)]]>如果環(huán)形發(fā)射傳感器[3]位于z＝0的平面，施加在該傳感器上的激勵信號為ΦXBB0(r,ω,z,t)=α0(rsinζ)2+(α0+ict)2---(7)]]>從公式中可以看出，X--wave在時域中是有限的，因此它實際上就是脈沖波。把(7)式?jīng)Q定的信號施加在環(huán)行傳感器上，傳感器就可發(fā)射零階X-wave波。
為了配合CT成像算法，超聲發(fā)射傳感器[3](即發(fā)射探頭[3])和超聲接收傳感器[5](即接收探頭[5])與被測骨骼[4]之間的相對移動，一般可以分解為平動和轉(zhuǎn)動。
比如首先超聲發(fā)射探頭[3]和超聲接收探頭[5]沿某一個方向直線平行移動，在位置點p上測量骨骼[4]一個BUA值。設(shè)該位置的超聲透過骨骼[4]的信號的頻譜是VB(p，f，)，透過水的超聲信號頻譜是Vw(p，f，)。其中f是超聲頻率。則相應(yīng)的BUA(p，)值可由下式得到 公式(8)的實現(xiàn)是在數(shù)據(jù)處理及BUA計算單元[7]中完成的。當(dāng)超聲發(fā)射探頭[3]和超聲接收探頭[5]在沿著此方向上平行移動時，就可以在不同的位置點p測量得到一個方向的所有BUA(p，)值。然后將超聲發(fā)射探頭[3]和超聲接收探頭[5]的轉(zhuǎn)動方向沿順時針或逆時針改變，重復(fù)上述的測量操作，即可得到骨骼[4]在超聲發(fā)射探頭[3]和超聲接收探頭[5]處于所有方向和所有位置情況下的BUA(p，)值；順便指出為了提高接收信號的信噪比，擴展超聲波測量深度，可以采用超聲波編碼發(fā)射和接收技術(shù)，這時數(shù)據(jù)處理及BUA計算單元[7]應(yīng)配置匹配濾波器。
在重建BUA切片圖像單元[8]中利用CT成像技術(shù)重建BUA切片圖像。已有多種CT成像算法，其中利用中心切片定理重建BUA切片圖像的方法如下將經(jīng)過數(shù)據(jù)初步處理得到的BUA(p，)函數(shù)對參數(shù)p進(jìn)行一維Fourier變換得到切片圖像的頻譜函數(shù)BUAF(R，)BUAF(R，)＝∫BUA(p，)exp(-j2πRp)dp (9)然后再對BUAF(R，)進(jìn)行Fourier反變換即可得骨骼在一個切片上的BUA圖像f(r，φ)f(r，φ)＝∫∫BUAF(R，)exp[j2πRr cos(-φ)]RdRd (10)公式(10)是極坐標(biāo)下的Fourier反變換，當(dāng)然，也可用直角坐標(biāo)系下的Fourier反變換重建圖像。
權(quán)利要求
1.一種測量骨骼寬帶超聲衰減的超聲CT成像方法，其特征在于本方法采用非衍射波作為發(fā)射聲場對骨骼BUA進(jìn)行測量。
2.如權(quán)利要求1所述測量骨骼寬帶超聲衰減BUA的超聲CT成像方法，其特征在于所述非衍射波是零階貝賽爾波或零階x-wave波。
3.如權(quán)利要求1或2所述測量骨骼寬帶超聲衰減的超聲CT成像方法，其特征在于所述非衍射波用環(huán)形超聲傳感器發(fā)射，該環(huán)形超聲傳感器上的激勵信號是特定的。
4.一種測量骨骼寬帶超聲衰減的超聲CT成像方法，其特征在于從傳統(tǒng)的超聲BUA測量中，利用數(shù)學(xué)物理關(guān)系從中提取BUA參數(shù)作為新的原始數(shù)據(jù)，并結(jié)合CT成像技術(shù)對BUA進(jìn)行二次數(shù)據(jù)處理得出骨骼斷層的BUA值成像。
5.如權(quán)利要求4所述一種測量骨骼寬帶超聲衰減的超聲CT成像方法，其特征在于所說CT成像技術(shù)是應(yīng)用CT測量方式及其成像算法得出骨骼斷層BUA成像。
6.如權(quán)利要求5所述一種測量骨骼寬帶超聲衰減的超聲CT成像方法，其特征在于所說CT成像算法采用中心切片定理所確定的算法。
全文摘要
本發(fā)明公開一種非衍射超聲波檢測骨骼寬帶超聲衰減(BUA)參數(shù)的超聲CT成像方法。利用BUA的變化來反映骨(礦)密度，是早期無損傷診斷骨質(zhì)疏松癥的技術(shù)。本發(fā)明采用非衍射超聲聲場作為發(fā)射聲場，將穿過骨骼的超聲信號通過適當(dāng)數(shù)學(xué)物理方法處理得到BUA參數(shù)，再通過CT成像技術(shù)重建骨骼的BUA切片圖像。所說的非衍射聲場可以是零階貝寨爾(Bessel)超聲聲場或零階X－wave超聲聲場。與傳統(tǒng)超聲檢測BUA及X－射線法相比，本發(fā)明給出了骨骼的切片信息，而且無輻射、成本低，小型化；因非衍射波方向性好，能量集中，所以成像分辨率較高。
文檔編號A61B8/00GK101015464SQ20071002017
公開日2007年8月15日 申請日期2007年2月27日 優(yōu)先權(quán)日2007年2月27日
發(fā)明者彭虎, 鄭馳超 申請人:中國科學(xué)技術(shù)大學(xué)