專利名稱：聲速不均勻介質(zhì)熱聲成像的重建算法的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于熱聲成像技術(shù)領(lǐng)域，具體為一種聲速不均勻介質(zhì)熱聲成像的圖像重建算法。技術(shù)背景熱聲成像(往往也稱為光聲成像)結(jié)合了光學(xué)成像高對比度和超聲成像高分辨率的優(yōu) 點(diǎn)，近年來發(fā)展迅速，成為一種廣泛關(guān)注的新型無損醫(yī)學(xué)成像技術(shù)。熱聲成像非常適用于 腫瘤檢測、血管成像等方向，也被嘗試應(yīng)用于老鼠腦部的結(jié)構(gòu)和功能成像、分子成像、流 速檢測等方向。熱聲成像中，生物組織受電磁波(常用微波或激光)脈沖照射后產(chǎn)生熱膨脹，從而激發(fā) 出熱聲波。熱聲波是一種超聲波，由超聲換能器探測后，可用來重建生物組織內(nèi)部的電磁 波吸收分布圖像。熱聲成像技術(shù)的關(guān)鍵是成像方法，即如何由探測到的熱聲波重建出組織 的電磁波吸收分布。目前已提出很多成像的重建算法，但是這些算法幾乎都假定生物組織 內(nèi)部的聲速是均勻的。事實(shí)上，這個(gè)假設(shè)有時(shí)是不成立的，例如對乳房成像時(shí)聲速差異可達(dá)10%。此時(shí)若假定聲速均勻來進(jìn)行圖像重建，將會(huì)導(dǎo)致圖像內(nèi)目標(biāo)的錯(cuò)位和模糊[1'2]。近兩年已提出補(bǔ)償聲速不均勻性的熱聲成像算法[1—4。這些算法大都需要聲速分布的先 驗(yàn)知識[1—3]，而實(shí)際應(yīng)用中往往是不知道聲速分布的。目前僅有的無需聲速分布先驗(yàn)知識的方法[41是基于有限元法、通過迭代方法進(jìn)行計(jì)算，重建速度很慢。本發(fā)明不僅無需介質(zhì)內(nèi)聲速分布的先驗(yàn)知識，而且是一種直接的反向方法，可以一次性快速重建出聲速不均勻介質(zhì)的整幅熱聲圖像。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的目的在于提出一種無需介質(zhì)內(nèi)聲速頒布先驗(yàn)知識，速度快的聲速不均勻介質(zhì)熱聲成像的重建算法。本發(fā)明提出的一種聲速不均勻介質(zhì)熱聲成像的重建方法。其具體步驟為對聲速均勻 介質(zhì)熱聲成像的時(shí)域重建法進(jìn)行修正，使聲波在介質(zhì)中兩點(diǎn)間的傳播時(shí)間不再與距離成正 比，而是一個(gè)待定值；估計(jì)出介質(zhì)中的聲速分布，通過微擾理論計(jì)算出聲波在介質(zhì)中兩點(diǎn) 間的傳播時(shí)間，然后進(jìn)行圖像重建。下面對各歩驟作進(jìn)一歩具體描述。通常電磁波脈沖持續(xù)時(shí)間遠(yuǎn)短于組織的熱擴(kuò)散時(shí)間，因此可忽略熱擴(kuò)散。下面給出三維下熱聲成像的基本方程[2'5]:<formula>formula see original document page 4</formula>其中/ (r，,)是位置r處的聲壓，^(r)是電磁波吸收分布，/是時(shí)間，/(,)是電磁波能量脈沖函 數(shù)，^是等壓膨脹系數(shù)，"r)是聲速分布，Cp是樣品組織的比熱。熱聲成像算法是一個(gè)典型 的逆問題，即如何由p(r力求出J(r)。當(dāng)超聲換能器沿圓球面軌跡ro(球心為原點(diǎn)，半徑為^)掃描時(shí)，p(r, 0中r = rQ。通常 假定電磁波脈沖函數(shù)是一個(gè)^函數(shù)，即/(0 = 3(/);聲速是一個(gè)常數(shù)，即c(r)-c。此時(shí)，熱 聲成像的時(shí)域重建法為[5]:<formula>formula see original document page 4</formula>其中7是一個(gè)常數(shù)，O)是積分面。事實(shí)上，(2)式的物理意義非常明確。位置r處產(chǎn)生的熱聲波到達(dá)超聲換能器位置r0 需要的時(shí)間為/。因此X(r)等于所有探測位置的熱聲波在對應(yīng)時(shí)間f上的值(l")(^(r。力/30進(jìn)行投影。如果組織中聲速是均勻的，f和r與ro間的距離成正比。如果聲速不是均勻的， /是關(guān)于r與rQ的函數(shù)，即/ = T(r， rG)。因此(2)式被修正為<formula>formula see original document page 4</formula>3)(3)式就是本發(fā)明的反向重建公式，它考慮到了熱聲成像中的聲速不均勻性。那么現(xiàn)在的問 題是如何求出r(r,r0)。生物軟組織內(nèi)的聲速差異一般不大，因此組織的慢度w(r)- 1/c(r)可以寫成w(r) = w0 +6>,w1(r) (4) 其中的是常數(shù)，e是一個(gè)很小的值。根據(jù)微擾理論，r(r,ro)可以寫成微擾級數(shù)的形式"'"<formula>formula see original document page 4</formula> (5) 此處忽略了 二階以上的小量?？梢赃M(jìn) 一 步求出[7 ]:<formula>formula see original document page 4</formula> (6)其中/是r和r。間的線段，即聲速均勻時(shí)的聲波傳播路徑。從(6)式可見，rQ是沒有慢度擾動(dòng)Wl時(shí)的聲波傳播時(shí)間；L是一階時(shí)間擾動(dòng)，表示了^沿/的影響；『2是二階時(shí)間擾動(dòng)，表示了聲波折射的主要影響。顯然r2的計(jì)算較復(fù)雜，因此在生物軟組織的熱聲成像中，考慮到聲速差異較小，可以忽略T2的影響，通過To和 7V計(jì)算r就足夠了。但當(dāng)介質(zhì)中的聲速差異較大時(shí)，例如對生物體的腦部成像時(shí)，就需要考慮r2的影響。(6)式需要知道慢度(或聲速)分布w(r)(或c(r)),而實(shí)際應(yīng)用中往往不知道w(r)。因此本 發(fā)明提出了一種估計(jì)w(r)的方法，從而進(jìn)一步計(jì)算出r(r，ro)。具體步驟如下。 超聲換能器接收到的聲波可寫為[2]:(7)7\r,r0)=,其中W是一個(gè)常數(shù)。定義.-S(r0,f)=」 nn(8)可見S(r。， 0是J(r)的面積分，積分面O)上所有點(diǎn)到r。的聲波傳播時(shí)間為r。若c(r)是常數(shù)， 則積分面Dc可簡化為球面。如圖1所示，當(dāng)待測組織遠(yuǎn)比r和ro間距離小時(shí)，O)可近似 為一個(gè)平面。那么顯然有S(r。，,)"(-r。力 (9) 其中附'=r。)。若聲速有較小差異，或者待測組織較大時(shí)，(9)仍近似成立。則r(-rQ, r0)可通過K式計(jì)算:r(-ro'ro)二argma來。(0) (1°) 其中^。 (0是S(r。， 0和S(-r。， -O的相關(guān)函數(shù)，定義為7 r。 ( ) = ￡ S(r。, * r。 ，-(r - f麵 (11) 可以認(rèn)為-ro與r。間的聲速是近似均勻的，則有<formula>formula see original document page 5</formula>(12)其中&(r)表示估計(jì)的慢度分布u (r)。綜上，結(jié)合(3)、 (6)、 (10)、 (12)式，即可完成聲速不均勻的圖像重建。首先根據(jù)(IO)、 (12)式用探測到的熱聲波估計(jì)出慢度(或聲速)分布；然后根據(jù)(6)式計(jì)算組織內(nèi)兩點(diǎn)間的聲 波傳播時(shí)間；最后根據(jù)(3)式重建出待測組織的圖像。實(shí)際應(yīng)用中參數(shù)e可隨意選取，其結(jié) 果都一樣；參數(shù);y、 ^應(yīng)根據(jù)待測組織的等壓膨脹系數(shù)、比熱、聲速以及掃描半徑來確定[5]。


圖1、 r和r。位置處接收到的熱聲波所對應(yīng)的待測組織部分。圖2、待測組織的電磁波吸收分布(a)和聲速分布(b)。圖3、使用不同聲速的圖像重建結(jié)果，(a) c = 1500 m/s， (b) c = 1429 m/s， (c) c = 1364 m/s, (d)已知聲速分布。圖4、聲速分布未知時(shí)，估計(jì)的聲速分布(a)和重建的電磁波吸收分布(b)。
具體實(shí)施方式
為驗(yàn)證本發(fā)明的方法，在計(jì)算機(jī)上進(jìn)行二維情況下的仿真實(shí)驗(yàn)。雖然本發(fā)明的理論論 證是在三維情況下進(jìn)行的，但將其應(yīng)用到二維下顯然也是成立的。仿真實(shí)驗(yàn)的具體步驟和每歩的結(jié)果如下所述1、 建立待測樣品的模型。圖2顯示了待測組織的電磁波吸收分布和聲速分布(m/s)。該聲速分布類似于女性乳房模型[1]。圖2的尺寸為18mmX18mm。待測組織的其 余參數(shù)(如等壓膨脹系數(shù)、比熱)對于成像算法的影響體現(xiàn)在常數(shù)V、 ^上，其選取可以不用 與真實(shí)情況 -致，此處簡單設(shè)置為l。2、 利用時(shí)域有限差分法仿真出掃描圓周上接收到的聲波，掃描圓周半徑為9mm, 共有160個(gè)等間距的探測位置。3、 先假設(shè)聲速分布是己知的，用仿真的聲波重建出待測樣品的圖像。圖3顯示了 用均勻聲速和已知不均勻聲速分布的圖像重建結(jié)果。4、 聲速分布未知時(shí)，進(jìn)行圖像重建。先利用本發(fā)明的(10)式和(12)式來估計(jì)聲速 分布，然后再基于(3)式和(6)式進(jìn)行圖像重建。估計(jì)的聲速分布和重建的電磁波吸收分布圖 像如圖4所示。由歩驟3的結(jié)果可見，圖3(a) (c)使用均勻聲速，結(jié)果不好。其中以圖3(b)效果相對最 好，但最小的圓形組織已經(jīng)模糊。圖3(d)使用本發(fā)明的(3)式和(6)式進(jìn)行圖像重建，效果很 好。這說明本發(fā)明的修正的時(shí)域重建法是有效的。重建時(shí)，僅對掃描圓周內(nèi)的區(qū)域進(jìn)行圖 像重建，而掃描圓周外在重建時(shí)像素直接設(shè)為O。由于掃描圓周內(nèi)區(qū)域在重建時(shí)存在誤差， 像素本應(yīng)為O的背景區(qū)域重建出的結(jié)果是很小的負(fù)值。因此圖3邊緣處有一圓形輪廓，這 僅表明掃描軌跡，并不是反映待測物體的輪廓。山歩驟4的結(jié)果可見，圖4(a)中估計(jì)的聲速分布與實(shí)際情況差別較大，但用在重建電 磁波吸收分布圖像時(shí)，可以較準(zhǔn)確地計(jì)算出(6)式，獲得滿意的圖像重建結(jié)果。這與本發(fā)明 的理論相符。圖4(b)中組織輪廓較清晰，最小的圓形組織也基本沒有模糊。總的來看，圖 4(b)的結(jié)果略差于圖3(d),好于圖3(a) (c)。這是因?yàn)閳D4(b)是基于估計(jì)出的聲速分布進(jìn)行 重建，N定不及已知聲速分布的圖3(d)，但會(huì)優(yōu)于對聲速不均勻性不進(jìn)行任何補(bǔ)償?shù)膱D 3(a) (c)。根據(jù)實(shí)驗(yàn)結(jié)果可見，本發(fā)明的方法無需聲速分布的先驗(yàn)知識，而且可以一次性快速重 建出聲速不均勻介質(zhì)的整幅熱聲圖像，效果很好。本發(fā)明的仿真實(shí)驗(yàn)中聲速差異約為10%, 一般生物軟組織的聲速差異會(huì)更小一些，因此本方法非常適用于生物軟組織的熱聲成像。 參考文獻(xiàn)[1] Y. Xu， and L. V. Wang， "Effects of acoustic heterogeneity in breast thermoacoustic tomography,"7Va肌Wfmy肌,Fmw/ect., />叫Cbn/X, vol. 50， no. 9, Sep. 2003.[2] X. Jin, and L. V. Wang， "Thermoacoustic tomography with correction for acoustic speed variations,"Afoi腸/.， vol. 51， pp. 6437-6448， 2006.[3] J. Zhang， and M. A. Anastasio, "Reconstruction of speed-of-sound and electromagnetic absorption distributions in photoacoustic tomography," in 尸n vol. 6080， pp. 608619-1-7,2006.[4] H. Jiang, Z. Yuan, and X. Gu， "Spatially varying optical and acoustic property reconstruction using finite-element-based photoacoustic tomography," /. 6 / /1. vol. 23， no. 4, pp.878-888, Apr. 2006.[5] M. Xu， Y. Xu, and L. V. Wang， "Time-domain reconstruction algorithms and numericalsimulations for thermoacoustic tomography in various geometries," 5z'o附ed￡"g,， vol. 50， no. 9， pp. 1086-1099， Sep. 2003. [6] R. Snieder, and M. Sambridge, "Ray perturbation theory for traveltimes and ray paths in 3-Dheterogeneous media," G^op一. 《/ /《vol. 109， pp. 294-322, 1992. [7] R. Snieder, and D. F. AIdridge， "Perturbation theory for travel times," / JcowW. J州.，vol. 98, no, 3， pp. 1565-1569, Sep. 1995.
權(quán)利要求
1、一種聲速不均勻介質(zhì)熱聲成像的圖像重建方法，其特征在于對聲速均勻介質(zhì)熱聲成像的時(shí)域重建法進(jìn)行修正，使聲波在介質(zhì)中兩點(diǎn)間的傳播時(shí)間不再與距離成正比，而是一個(gè)待定值；估計(jì)出待測介質(zhì)中的聲速分布，通過微擾理論計(jì)算出聲波在介質(zhì)中兩點(diǎn)間的傳播時(shí)間，然后進(jìn)行圖像重建；其中所述的修正的時(shí)域重建法為
全文摘要
本發(fā)明屬于熱聲成像技術(shù)領(lǐng)域，具體為一種聲速不均勻介質(zhì)熱聲成像的圖像重建方法。該方法通過對聲速均勻介質(zhì)熱聲成像的時(shí)域重建法進(jìn)行修正，使聲波在介質(zhì)中兩點(diǎn)間的傳播時(shí)間不再與距離成正比，而是通過估計(jì)出的聲速分布計(jì)算出來。當(dāng)前對聲速不均勻介質(zhì)熱聲成像的重建算法大都需要聲速分布的先驗(yàn)知識，并采用迭代方法計(jì)算，速度很慢。本發(fā)明無需介質(zhì)內(nèi)聲速分布的先驗(yàn)知識，而且是一種直接的反向方法，可以一次性快速重建出聲速不均勻介質(zhì)的整幅熱聲圖像。
文檔編號A61B8/00GK101214156SQ20081003250
公開日2008年7月9日 申請日期2008年1月10日 優(yōu)先權(quán)日2008年1月10日
發(fā)明者弛 張, 汪源源 申請人:復(fù)旦大學(xué)