因工作需要，最近调研了超声（UltraSound）影像的相关资料文献（公开的图书，论文等），包含超声类型、超声影像的去噪和增强，基于超声目标检测，与CT / MRI 多模态融合配准等，并对其进行了梳理整合，欢迎各位进行交流学习。【人肉整理，转载请注明出处】

本人另一博文调研了超声（UltraSound）影像与 CT/MRI 多模态融合配准，欢迎大家讨论交流哈…

超声医学使用领域广泛，技术发展迅速，是现代临床医学的重要组成部分。现今的腹部超声诊断，可以提供脏器切面的形态结构、某些生理功能血流动力学等信息，有助于了解器官组织的血流灌注情况（如肾衰患者双肾大小改变、血流灌注分布情况）；与X线、CT、MRI、核医学成像共同构成了现代医学影像技术，并以其所具有的显著特点（价格低廉、动态实时等），逐步得到广泛应用。

超声医学（ultrasonic medicine）是利用超声波的物理特性与人体器官、组织的声学特性相互作用后得到诊断或治疗效果的一门学科。向人体发射超声，并利用其在人体器官、组织中传播过程中，由于声的透射、反射、折射、衍射、衰减、吸收而产生各种信息，将其接收、放大和信息处理形成波型、曲线、图像或频谱，籍此进行疾病诊断的方法学，称为声诊断学（ultrasonic diagnostics）超利用超声波的能量（热学机制、机械机制、空化机制等），作用于人体器官、组织的病变部位，以达到治疗疾病和促进机体康复的目的方法学，称为超声治疗学（ultrasonic therapeutics）。 超声治疗（ultrasonic therapy）的应用早于超声诊断，1922年德国就有了首例超声治疗机的发明专利，超声诊断到1942年才有德国Dussik应用于脑肿瘤诊断的报告。但超声诊断发展较快，20世纪50年代国内外采用A型超声仪，以及继之问世的B型超声仪开展了广泛的临床应用，至20世纪70年代中下期灰阶实时（grey scale real time）超声的出现，获得了解剖结构层次清晰的人体组织器官的断层声像图，并能动态显示心脏、大血管等许多器官的动态图像，是超声诊断技术的一次重大突破，与此同时一种利用多普勒（Doppler）原理的超声多普勒检测技术迅速发展，从多普勒频谱曲线能计测多项血流动力学参数。20世纪80年代初期彩色多普勒血流显示（Color Doppler flow imaging, CDFI）的出现，并把彩色血流信号叠加于二维声像图上，不仅能直观地显示心脏和血管内的血流方向和速度，并使多普勒频谱的取样成为快速便捷，80 ~ 90年代以来超声造影、二次谐波和三维超声的相继问世，更使超声诊断锦上添花。

A型超声仪是用幅度调制型进行诊断的方法，由于幅度（amplitude）一词的英文单词第一个字母为A，故A型超声诊断。以回声振幅的高低和波数的流密显示。纵坐标代表回声信号的强弱，横坐横代表回声的时间（距离）。常用A型越声诊断仪测量组织界面距离，脏器大小，鉴别病变的声学性质，结果比较准确。

B型超声诊断是辉度调制型，因brightness modulation词组的第一个字母为B，故B型超声诊断。以点状回声的亮度强弱显示病变。回声强则亮，回声弱则暗。当探头声束按次序移动时，示波屏上的点状回声与之同步移动。由于扫描形成与声束方向一致的切面回声图，故属于二维图象，具有真实性强、直观性好、容易掌握和诊断方便等优点。

M型超声诊断仪是一种单轴测量距离随着时间变化的曲线，用于心脏检查为单声束超声心动图。它把心脏各层结构的反射信号以点状回声显示在屏幕上。当心脏跳动时，这些点状回声作上下移动。此时，在示波管水平偏转板上加入一对代表时间的慢扫描锯齿波，使这列点状回声沿水平方向缓慢扫描，显示心脏各层的运动回波曲线。图象垂直方向代表人体深度，水平方向代表时间。由于探头位置固定，心脏有规律地收缩和舒张，心脏各层组织和探头间的距离便发生节律改改变。因而，反回的超声信号也同样发生改变。随着水平方向的慢扫描，便把心脏各层组织的回声显示成运动的曲线，即为M型超声心动图。

彩色多普勒血流成像（CDFI），又称为彩色血流图（CFM）既大家所说的彩超。系在多普勒二维显像的基础上，以实时彩色编码显示血流的方法，即在显示屏上以不同彩色显示不同的血流方向和流速。彩超仪统一编为近超声探头来的为红色；离开探头的血流为兰色。湍流与分流为多色镶嵌。

D型超声多普勒诊断仪，这类诊断仪是利用多普勒效应原理，对运动的脏器和血流进行检测的仪器。按超声源在时域的工作状态，可以将多普勒系统分为连续波多普勒和脉冲波多普勒。和CDFI不同的是，D型超声多普勒诊断是用血流频谱显示运动的脏器和血流的多普勒频移差异的。

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1，超声RF信号即为超声射频信号，是超声回波经过数模变换后得到的数据。 2，射频信号形成一幅超声图像经过的流程为：

目的：为排除噪声干扰 在基波成像模式下（其中基波成像为接收与发射频率相同的回波信号进行成像），滤波器中心频率为探头的发射频率。 在谐波成像模式下（其中是使用回波的二次高等次谐波成像），谐波模式下滤波器的中心频率为探头发射频率的两倍。

目的：超声波在被测对象传输过程中会发生传输衰减，导致被测对象深部回波信号幅值减小，影响成像效果，因此要对深度的回波信号进行补偿，即接收增益补偿。 增益补偿与传输衰减有关。

目的：超声信号经过组织样本返回探头时，组织样本的生理信号就被调制在超声回波当中了。载波的频率是探头的发射频率，包络则为需要的组织样本信号。需要包络检波对齐进行提取。 利用希尔伯特变换进行检波 希尔伯特变换后信号幅值不变，但相位改变，与原始信号正交。

目的：对原始回波信号采样率过高时，显示在图像上一个可分辨的像素点可能会被采样多次，为正常显示头像需要对该像素点进行二次采样。 二次采样：对输入数据进行一定的抽点操作得到输出数据。二次采样率是二次采样前后回波包络信号样本数码之比

对数压缩：将回波信号的动态范围进行压缩到显示器可以接收的范围（40db）左右。

格式例如5280x239即是一共239条扫描线，每条扫描线为5280个点 ———————————————— 版权声明：本文为CSDN博主「liuqiang3」的原创文章，遵循CC 4.0 BY-SA版权协议，转载请附上原文出处链接及本声明。 原文链接：https://blog.csdn.net/liuqiang3/article/details/102810894

电压放大器在超声成像中的工作原理和应用_Aigtek安泰电子的博客-CSDN博客

B型超声成像诊断仪_为什么超声界面是扇形-CSDN博客

超声成像基本原理简介

现代超声诊断仪均用回声原理  （图1-1-1、图1-1-2、图1-1-3、图1-1-4），由仪器的探头向人体发射一束超声进入体内，并进行线形、扇形或其他形式的扫描，遇到不同声阻抗的二种组织（tissue）  的交界面（界面，interface），即有超声反射回来，由探头接收后，经过信号放大和信息处理，显示于屏幕上，形成一幅人体的断层图像，称为声像图（sonograph）或超声图（ultrasonograph），供临床诊断用。连续多幅声像图在屏幕上显示，便可观察到动态的器官活动。由于体内器官组织界面的深浅不同，使其回声被接收到的时间有先有后，借此可测知该界面的深度，测得脏器表面的深度和背面的深度，也就测得了脏器的厚度。

所谓的全屏显示，比如线阵探头。

扇形的是凸阵探头。

回声反射（reflection）的强弱由界面两侧介质的声阻抗（acoustic impedance）差决定。声阻抗相差甚大的两种组织（即介质，medium），相邻构成的界面，反射率甚大，几乎可把超声的能量全部反射回来，不再向深部透射。例如空气—软组织界面和骨骼—软组织界面，可阻挡超声向深层穿透。反之，声阻抗相差较小的两种介质相邻构成的界面，反射率较小，超声在界面上一小部分被反射，大部分透射到人体的深层，并在每一层界面上随该界面的反射率大小，有不同能量的超声反射回来，供仪器接收、显示。均匀的介质中不存在界面，没有超声反射，仪器接收不到该处的回声，例如胆汁和尿液中就没有回声，声像图上出现无回声的区域，在排除声影和其他种种原因的回声失落后，就应认为是液性区。

界面两侧介质的声阻抗相差0.1%，即有超声反射，声阻抗为密度和声速的乘积，所以在病理状态下，超声检查是一种极为灵敏的诊断方法。

超声成像（ultrasonic imaging）还与组织的声衰减（acoustic attenuation）特性有关。声波在介质中传播时，质点振动的振幅将随传播距离的增大而按指数规律减小，这种现象称为声波的衰减。造成声衰减的主要因素为：声吸收（acoustic absorption）、声反射（acoustic reflection）、声散射（acoustic scattering）和声束的扩散。

声衰减系数（α）的单位为dB/cm，在人体中，超声的弛豫吸收引起声衰减系数α与频率近似地成正比，即α＝βf，式中β也为声衰减系数，但其单位为dB/cm·MHz。（式中f为所用的超声频率）

超声成像中因声衰减而需用种种办法作图像处理，使近程回声不致过强，远程回声不致过弱，虽然用了种种图像处理办法，仍不免出现因声衰减而引起的伪差。

多普勒频谱是利用多普勒效应（Doppler effect，）提取多普勒频移（Doppler shift）信号，并用快速富立叶变换（fast Fourier transform，FFT）技术进行处理，最后以频谱形式显示。

多普勒频移可用下列公式得出：

            2ＶCosθ

     fd = ±  ——————fo        

                  C

式中fd = 频移；V = 血流速度；C = 声速（1540m/s）；fo = 探头频率，Cosθ= 声束与血流方向的夹角余弦值。

测得了多普勒频移就可用上述公式，求得血流速度：

                 fd C

    V = ± ——————

                 2fo Cosθ

图1-1-5为颈动脉的多普勒频谱，频谱的横轴代表时间，纵轴代表频移的大小（用KHz表示），中间水平轴线代表零频移线，称为基线（base line）。通常在基线上面的频移为正，表示血流方向迎着换能器而来；基线下面的频移为负，表示血流方向远离换能器而去。

频谱幅值   即频移大小，表示血流速度，其值在自动测量或手工测量时，可在屏幕上读出。

频谱灰度（即亮度） 表示某一时刻取样容积内，速度相同的红细胞数目的多少，速度相同的红细胞多，则散射回声强，灰度亮；速度相同的红细胞少，散射回声弱，灰度暗。

频谱宽度   即频移在垂直方向上的宽度，表示某一时刻取样血流中红细胞速度分布范围的大小，速度分布范围大，频谱宽，速度分布范围小，频谱窄。人体正常血流是层流，速度梯度小，频谱窄；病变情况下血流呈湍流，速度梯度大，频谱宽。频谱宽度是识别血流动力学改变的重要标志。

从超声多普勒实时频谱上，可以得到许多有用的血流动力学资料。如：①收缩期峰速（Vs）；②舒张末期流速（Vd）；③平均流速（Vm）；④阻力指数（RI）；⑤搏动指数（PI）；⑥加速度（AC）和⑦加速度时间（AT）。

多普勒频谱的获得有脉冲波和连续波二种。脉冲多普勒的换能器兼顾超声的发射和接收，换能器在发射一束超声后，绝大部分时间处于接收状态，并利用门电路控制，有选择地接收被检测区血流信号，其优点是有深度的定位能力，但它的缺点是受尼奎斯特极限（Nyquist limit）的影响，在测量高流速血流时，产生频谱的混迭（aliasing）现象（图1-1-6）。连续波多普勒的换能器由二片相邻的晶片组成，一片发射超声，另一片接收超声，其优点为可测量高速血流而不发生频谱的混迭，但无深度定位功能，故只在测量高速血流时用。

是利用Doppler原理，提取Doppler频移（Doppler shift），作自相关处理，并用彩色编码成像（频域法  frequency domain）。常规把迎着换能器方向（即入射声束方向）而来的血流显示为红色，远离换能器（入射声束）而去的血流为蓝色。血流速度快（即Doppler频移值大），彩色显示亮而色淡；血流速度慢（即Doppler频移值小），彩色显示暗而色深。

把上述彩色血流叠加在二维声像图上能确定血流的方位、与周围组织器官的关系，从而作出疾病的诊断或帮助多普勒取样，以显示频谱作进一步对血流动力学的分析。彩色多普勒血流显示的不足之处，主要是：①　显示的信号受探测角度的影响较大；②　当显示的频移超过Nyquist极限时，图像色彩发生混迭，出现五彩镶嵌的血流信号。

彩色多普勒能量图利用血流中红细胞散射的能量成像（能量法），即提取多普勒回波信号的能量（即强度），用积分法计算，然后也用彩色编码成像。彩色多普勒能量图有以下几种优点：①　不受探测角度的影响；②　灵敏度提高3 ~      5倍，能显示低流量、低流速的血流；③血流可以显示平均速度为零的肿瘤灌注区；④显示的信号动态范围广；⑤不受尼奎斯特极限频率（Nyquist limit frequency）的影响，不出现混迭（Aliasing）现象。

彩色多普勒能量图的不足是怕组织移动，本法显示信号的动态范围广，故对组织的微小移动也会出现闪烁伪像，对近心、近膈部位的诊断，闪烁伪像干扰尤为明显。

此法不用多普勒原理，而是由计算机根据反射回声中红细胞群在某一时间内的位移（时域法, time domain），用互相关原理计算出血流的方向和速度，再把信号伪彩色编码，成为彩色血流图。此法可消除血管壁搏动回声的干扰，且不出现混迭。

三维超声成像为20世纪90年代面世的新方法，近年来随着计算机技术的发展，三维超声成像不断改进，已有实时三维成像面世，但目前三维超声成像的实用价值尚待开发。

三维超声成像是在二维超声的基础上，用机械的或电子的方法，甚或手动的方法采集立体的回声数据，用计算机加以重建显示。其显示方式有：

在液体 —    非液体界面作计算机识别，钩边、数据采集，最后显示其表面景观，如胎儿的脸面  （图1-1-9）等。

对体内灰阶差别明显的界面（如胎儿骨骼），由计算机界面识别，经数据采集、重建作三维显示。透视三维可选取高回声结构作为成像目标，也可选取低回声区域作为成像。

用彩色血流图法显示脏器内的血管树并加以数据采集，经计算机处理，显示为三维血管树。

从三维数据中沿任何倾斜角度提取切面二维图，或显示三个轴向的任何平面切面图和与之相应的一幅立体图。

 超声心动图—总论科普篇|【魏相东读图谈心|零基础入门心脏超声】

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 超声Color Flow成像的介绍-CSDN博客

 在医疗超声的应用中，B-Mode全名Brightness Mode，其成像结果为灰度图用于反映身体组织结构，俗称B超或黑白超。除了B模式以外，C-Mode是另外一种常见的成像模式，C-Mode全称Color Flow Imaging Mode，C-Mode用于反映身体内血流分布（包括血流方向和流速大小），对于临床检查中C-Mode的意义显而易见。C-Mode可以帮助医生了解病人的血流分布，判定心血管类疾病。在通常情况下，C-Mode的血流信息与B-Mode组织结构信息同时显示，C模式覆盖在B模式上，就是最常见的BC-Mode.废话说完了，下面介绍相关理论背景并编程实验。

C-Mode获得血流运动的信息的基础是多普勒原理，如下图所示

特定频率的声波发射以后碰到物体反射回来，如果声波接受者和物体之间存在相对运动，则原发射频率就会发生变化，这就是地球人都知道的多普勒效应，如果测出频率变化值，就可以反过来求得相对运动的速度。在医疗超声里的C-Mode获取血流运动的信息，也就是用的这个原理。欧拉，预备知识到此就够了。下面我们准备来算算血流。

从理论上来说，我们现在从信号的频率普上来计算频率变化，从而得知速度，如下面公式所示：

其实情况本来就这么简单，上面的P(w)表示频率为w的信号的功率强度，计算的结果是所收到信号的平均频率，因为探头发射的超声波不是单一频率，制造工艺做不到，实际上发射的超声信号是以某个频率为中心（即发射的中心频率）并覆盖一定频率范围。将收到信号的平均频率与探头中心发射相减就是频率的改变了。所指的接受信号是正交解调后的复信号，如果这部分内容不了解可以查看另一篇介绍文章《B超从RF信号到B-Mode图像的流程介绍》B超从RF信号到B-Mode图像的流程介绍_正交数据生成b超图像_Z_Jiang的博客-CSDN博客

B超从RF信号到B-Mode图像的流程介绍_bmode-CSDN博客

但实际上直接向这样做是很讨厌的，因为直接做这样频谱上的计算，需要做FFT变换。像这样做是很恐怖的一件事，更别说是十几年前。原因如下：

1.FFT运算量过大，虽然DSP很擅长干这样的事，但每个点都这样做，即使是目前的DSP硬件运算水平也是很老火的；

2.FFT运算的点如果太少，在频谱上的频率精度就较低，所以每个位置的点不能太少，这进一步加大运算量；

3.由于原因2，所以如果我们在一个位置多给些点（比如64）来计算，则在同一位置需要打64次，所以你必须发射接收64组超声脉冲才能进行一次运算，即使你有非常强大的运算能力，所有FFT计算都在瞬间完成，那你也要等到打完64次超声脉冲才能生成结果，而超声在组织里传播的时间就是你系统帧速度的瓶颈。哪怕你是比巴菲特还有钱，比林志玲还漂亮，你也不让改变物理法则，也无法让声音的传播速度随意变化。

由于以上3大罪状，直接在频率谱上做血流速度计算，在工程上是不现实的。现在市面上的产品是用自相关计算来替代直接在功率谱上的频率计算。用自相关计算血流，首先不用做FFT，再者可以打很少的点。计算公式的改变，全是由于1985年IEEE TRANSACTION上一篇具有里程碑意义的论文 ，这是一个叫Kasai（发音好像小时候看的《克塞号》，“克塞前来拜访”哈哈哈）的日本人写的文章。虽然，对小日本映像不好，但必须承认Kasai这篇论文对超声的贡献具有划时代的意义。有了这个理论，Colow Flow才可以做到实时的应用。

先简单提一下这篇论文做的事：

1.通过数学推导，将血流运动频谱的计算转化为了自相关运算结果的相位角，并且这样的表达形式的变化在数学上是等价的，从而血流运动不需要进行FFT！

2.在同一位置不用打很多次，然后在那里傻等；

3.在Kasai的数学推导中，随带推导了判定组织血流的参数，方差和强度的表达

OK，有了Kasai(克塞)的贡献，现在我们来用Kasai的方式来计算血流，下面是我在Matlab上编程的结果：

第一副是相应的B模式图像，效果很差，这是由于我偷了懒直接拿C模式信号来做B模式图像，C模式信号与B模式信号有很大不同，这是概述性的文章，就不细说了，至少可以看到背景中有个管状物，那是体模中间的一个水管，用于模拟人体血管，水管中有水流动，用于模拟血流。第2幅图是直接使用Kasai方式计算血流速度的结果显示，可以看到沿着右上至左下方向的蓝色血流，蓝色表示远离探头方向运动。但是结果不是很好，有不少错误，而且断断续续，那是因为根据Kasai理论直接进行一次运算就可以了。下面我们试试多次信号拿来计算的情况，程序结果如下

相比一次的结果，把一个位置多次信号进行多次计算结果后，错误减少不少，血流也更加连贯，这里我们虽然不是为了做FFT多打几次，但是多打几次是必要的，毕竟理论和实际还不能划等号。组织运动小，血流运动大，所以信号强度大，可以对运动小的信号进行压制，这就是所谓的壁滤波器，下面再加上壁滤波，程序结果如下：

压制组织信号强度以后，血流部分连续性和错误减少了不少。在BC模式下，需要对组织和血流进行区分，对于组织部分使用B模式信号显示，血流部分使用C模式的结果显示。根据Kasai的理论推导，可以直接用信号强度和方差来区分，设置门限值。下面是直接使用这样的方法的程序结果

 在实际应用中，往往还会对血流结果作后处理，以保证更好更连续饱满的血流，但C模式血流成像的基本原理是一样的。更进一步，在血流计算时，对Kasai基本理论的一些改进会让效果更好，这方面有相当多的论文，还有壁滤波器的设计也是非常关键的，另外组织血流鉴定为了取得更好的效果，还会使用更精确的区分方式，这方面也是有很多人研究和论文发表，例如模糊逻辑等方式。毕竟Kasai的方法是20多年前的了，但目前市面的C模式成像机理都基于Kasai的方式。

斗转星移，话说21世纪（若干废话隐去），完全脱离Kasai理论的血流成像方式也已经出现，血流成像的技术将会有更大进步，特别是如今倡导和谐社会，超声血流成像的发展也将越来越和谐。

欧拉，这次超声血流成像的概要介绍结束。 ———————————————— 版权声明：本文为CSDN博主「Z_Jiang」的原创文章，遵循CC 4.0 BY-SA版权协议，转载请附上原文出处链接及本声明。 原文链接：https://blog.csdn.net/gamer_gerald/article/details/3715632

 超声系统前端理论与模拟仿真-CSDN博客

好像前段时间CSDN不可以贴图片，好久没写点东西了。每年两届的医博会，上周在深圳结束。这次医博会和以往一样，热闹的一号展馆，彩超设备仍是GE,飞利浦，西门子，ALOKA最强，无论技术上还是其它。其它如迈瑞（就市场分额可排在一梯队），麦迪逊，百胜，日立，东芝，蓝韵（市场做得不错），开立，东软也做得很不错。

    国内的彩超声进步很快，每次医博会都看到国内明显进步。再过两三年，国内研发人员应该可以出现一些对超声系统从算法到工程开发，从理论到系统架构能有总体把握的工程师(希望自己也能提高到那个水平，又在意淫了)，那个时候，国外厂商的产品将面临巨大的挑战，嘎嘎

    废话扯半天，言归正传，超声系统有个很重要的部分：前端。虽然，已经2010年，不过超声系统前端BF的理论基础，还沿用30年前的方式，这种前端BF方式仍将延续很长时间。虽然新的很酷的方式，前几年在理论上已有提出，不过距产品还有一定距离（据我所知有目前仅有欧洲一家公司使用新的BF理论基础在研发新商业产品），1979年的老方法仍然非常重要的，有时间，再讨论新的BF方式。

    BF即Beam Formation,就是常说的波束形成，这是超声系统最基础，也是最重要的部分之一，BF的好坏，直接决定后面的图像品质，解析度，信噪比，以及后端其它高级算法应用的好坏，所以BF这位同志是很重要的一位好同志。

何为波束？波束这个玩意，实际上是不存在的，是咱们想象出来的，我们控制延时曲线让它出来它才出来。BF包括至少两部分，发射及接收。发射时，声场强度的分布即发射的Tx Beam Profile,再通过接收的控制Beam Profile的-6dB线分布会进一步缩窄，也就是解析度提高，PSF的主瓣会缩小，旁瓣也会进一步降低。 ———————————————— 版权声明：本文为CSDN博主「Z_Jiang」的原创文章，遵循CC 4.0 BY-SA版权协议，转载请附上原文出处链接及本声明。 原文链接：https://blog.csdn.net/gamer_gerald/article/details/5531420