本发明涉及利用探测含有反衬媒介区域超声波后向散射的 器官及组织超声波成像方法，该方法包括：将超声波束投射到 等待成像的组织区域，接收来自该组织的回波作为射频响应信 号，将该射频响应处理成为视频输出信号，将该输出信号存入 视频扫描变换器，再对该组织进行扫描以产生所检查区域的视 频图像。本发明还包括含有反衬媒介的器官或组织的超声波成 像系统，该系统包括：用于发射和接收超声波信号的超声波探 头，信号处理装置，用于存储处理后信号的装置以及显示装置 。同时，介绍了利用该系统进行器官和组织的成像方法。

随着超声波作为一种经济的、非侵入式的诊断技术为人们 所广泛接受，同时随着电子学及其相关技术的迅速发展，为超 声波设备和超声波信号处理电路带来了许多改进。为医疗或其 它用途而设计的超声波扫描仪已变得更便宜、更易于使用、更 小巧、更精密和更加有效。然而，活组织内部所产生的声阻抗 变化微弱，且不同类型组织(血管、器官等)对超声波能量的吸 收不同，这些都使得其诊断应用不能时时跟上技术的进步。这 种情形随着可监测超声波反衬媒介的研制与引入而得到了显著 的改变。已经证明，向待检查的器官引入由悬浮微气泡或微气 球构成的反衬媒介可利用标准超声波设备获得该器官及其周围 组织的更清晰的超声波图像。因此，像肝脏、脾脏、肾脏、心 脏或其它软组织器官就变得更加清晰可见，这就为B模及多普 勒超声波开拓了新的诊断领域并拓宽了超声波作为一种诊断工 具的应用。

不幸的是，就目前情况看，关于超声波反衬媒介的研究与 开发和关于超声波技术(即扫描装置、电子电路、换能器以及 其它硬件)的研究与开发并非同步进行的。对该领域中原本相 互关联的部分进行几乎是孤立的研制所取得的进展可以导致个 别的产品及系统的不断改进；然而，这不可能提供通过联合研 究设备电子/超声特性与反衬媒介物理性能所能够产生的最佳 协同效果。有几个关于这样研究的孤立实例报告了关于特定媒 介/设备相结合的改进，但所提出的解决方法具有极大的局限 性。用以产生更高组织分辨率、更清晰图像以及作为诊断技术 的超声波的更大通用性的更加普遍的方法将会受到欢迎，并且 ，假如这些方法的实现相对简便，则它们就会被广泛地接受。

因此，大量的文献描述了医学领域中超声波设备及成像的 各种进展，例如美国专利US-A-4803993、US-A-4803994、US- A-4881549、US-A-5095909、US-A-5097836等等。然而，尽管 这些文献讨论了实时系统和方法，但它们都没有考虑反衬媒介 的物理性能。实际上它们根本没有涉及到反衬媒介。

在专利WO-A-93/12720(Monaghan)中，描述了改善超声波 成像的一种尝试，其中公开了一种对身体某个区域进行成像的 方法，该方法基于从通过引入反衬媒介而获得的相同区域的图 像中减去未注入该反衬媒介前所获得的超声波图像。根据这个 响应减法原理，该方法对引入反衬媒介前后由相同区域所获得 的图像进行叠加，从而提供与背景图像、噪声或寄生振荡无关 的反衬媒介灌注区域的图像。在理论上，上述方法可以提供具 有增强对比度的高质量图像。然而，在实际上，该方法要求在 长时间内保持成像区域的相同参考位置不变，也就是说该时间 应足够长，以容许反衬媒介的引入与充满并维持大量的数据。 因此，该方法的实现即使并非不可能，也是极其困难的。这种 困难部分是由于与呼吸、消化及心跳有关的、不可避免的机体 内部运动，部分是由于来自超声波操作人员的成像探头的移动 。为了取得最佳感应、反馈及诊断，大多数实时成像探头通常 是手持的。

Burns，P.(Radiology 185 P(1992)142)以及Schrope， B.等人(Ultrasound in Med.& Biol.19(1993)567)对含 有作为反衬媒介的微泡悬浮液的组织的成像改善提出了有意义 的建议。在上述相应的文献中，建议利用由微泡非线性振荡而 产生的二次谐波频率作为多普勒成像参数。所提出的方法基于 这样的事实，即正常的组织不像微泡那样而显示出非线性响应 ，从而这种二次谐波方法容许在含有反衬媒介的组织与不含反 衬媒介的组织之间进行对比度放大。尽管该方法很吸引人，但 它存在着缺陷，这是由于其应用要满足若干严格的要求。首先 ，必须通过相当狭窄频带的脉冲(即若干射频周的相对长音脉 冲群)而获得″气泡谐振″基频的激励。尽管该要求适合于进行 多普勒处理所需的电路和条件，但它在B模成像的情况下变得 不适用，因为此时的超声波脉冲具有非常短的持续时间(典型 情况为半周或一周激励)。在这种情况下，没有足够的能量从 基频转换到其″二次谐波″，因而B模成像的模式不能用于上述 回波放大法。第二，在超声回波经过组织返回换能器的过程中， 所产生的二次谐波被衰减，其衰减速率由其频率所决定，也就 是说其衰减速率明显高于基频的衰减速率。这种限制就成为该 ″谐波成像″法的缺陷，从而将其应用局限于适合″二次谐波″高 频超声波衰减的传播深度之内。另外，为了在两倍基频上产生 回波信号分量，″谐波成像″要求反衬媒介的非线性振荡。这种 行为迫使超声波激励强度在成像点(即组织中某个深度上)超过 某个声阀。在非线性振荡期间，发生频率转换，尤其是导致部 分声能从基本激励频率被转变成其二次谐波。从另一方面来看 ，上述激励强度不应超过使微泡损坏的微泡破裂水平，从而谐 波成像将由于成像区域内反衬媒介的损坏而失败。上述限制要 求成像仪器以如下方式建立以保证传声强度落在特定的能带范 围内：即该强度应足够高以产生二次谐波分量，同时应尽量低 以防止微泡在几个周期内发生损坏。

因此，对照那些″前″与″后″比较的方法，处理来自规范实 时(即所谓″正在进行时″)应用中同时获得的实时回波电子信号 的方法将把超声波诊断设备的应用向前推进一大步，使之可获 得更清晰的成像，并拓宽其应用范围。这种方法将基于利用信 号处理功能对来自成像区域的回波信号进行放大，该信号处理 功能的设计是以频率响应参数为基础而放大含有反衬媒介的区 域与不包含反衬媒介的区域之间的对比度。这种方法还应当是 应用简便，且在新的仪器设计中易于实现。

简言之，本发明涉及利用探测包含反衬媒介区域的超声波 后向散射而进行器官和组织超声波成像的方法，该方法的步骤 为：将超声波束投射到待成像的组织区域并接收由该组织反射 作为射频响应信号的回波，对该射频响应进行解调而形成视频 输出信号，将该输出信号存入视频扫描变换器，扫描该组织并 重复上述步骤以产生被检查区域的视频图像。该方法的要点在 于解调这一步骤，其中包括；在反衬媒介响应的6dB带宽低端 边界附近与组织响应的6dB带宽高端边界附近之间的范围内选 择至少两个频率，将信号传入至少两个相互独立的通道，该通 道具有调谐于所选择频率的通带，再对各个独立通道中的信号 进行解调。一旦解调之后，将所有信号合成为一个单个输出信 号，其中含于组织中的反衬媒介的反射回波相对于该组织本身 的反射回波被明显地放大。

另一方面，根据组织与反衬媒介的响应特性(即反衬媒介 谐振频率值相对于组织谐振频率值的变化)，预先选择用于设 定独立通道带通滤波器的频率可以在组织响应的6dB带宽低端 边界附近与反衬媒介响应的6dB带宽高端边界附近之间的频率 范围内进行选择。

本发明还涉及利用探测包含反衬媒介区域的超声波后向散 射而进行器官和组织超声波成像的系统，该系统包括：超声波 探头，用于发射和接收超声波信号；信号处理装置；用于存储 处理后信号的装置以及显示装置。其中，信号处理装置包括： 用于将信号分别送入至少两个相互独立且具有通带的通道的装 置，该通道可独立调谐于至少两个频率，该频率位于反衬媒介 响应的6dB带宽低端边界与组织响应的6dB带宽高端边界之间， 或位于组织响应的6dB带宽低端边界与反衬媒介响应的6dB带宽 高端边界之间；至少两个射频解调器，各自为上述独立通道所 用；以及用于将来自各个独立通道的解调信号加工成单个输出 的装置，其中由组织中所含反衬媒介的反射回波相对于该组织 本身的反射回波而被明显地放大。独立通道的分离可以利用普 通可变带通滤波器或具有不同处理算法(例如快速傅里叶变换， 短时傅里叶变换、小波变换或车普-Z(Chirp-Z)变换)的频谱分 析仪而进行。

本发明还介绍了用于处理由含有反衬媒介的组织反射、作 为射频信号的超声回波的装置，该装置包括至少两个具有可独 立调谐于预定频率的通带的独立通道，以及至少两个射频解调 器，即每个通道一个。三或四个独立通道可能提供更为清晰的 图像；然而，通道的增加则增大了系统的复杂性，从而通道数 目的选择将是在图像质量与系统复杂程度之间进行折衷的结果 。

本发明还揭示了利用本系统对病人及病畜组织或器官进行 超声波成像的情形。

附图简要说明

图1给出了不同反射物脉冲回波的频率响应曲线。

图2为描述根据本发明线阵回波探测仪中双频B模反衬成像 的框图。

图3描述了根据本发明的多频反衬成像过程。

关于本发明的主要内容是基于这样的意外发现，即通过利 用实时方法探测含有反衬媒介区域的超声波后向散射获得了器 官及组织的增强图像。在该实时方法中，超声波束在待成像组 织区域的投射、组织的反射回波、回波的接收并被转换成射频 响应信号的过程通过至少两个具有调谐于所选定频率的通带的 独立通道而进行。每个通带调谐于不同的预定频率，依赖于反 衬媒介和组织的特性，在反衬媒介谐振频率低于组织最大响应 的情况下，该预定频率在反衬媒介响应的6dB带宽低端边界附 近与组织响应的6dB带宽高端边界附近之间的频率范围内选择。 然而，当反衬媒介的谐振频率高于组织的最大响应时，该预定 频率应在组织响应的6dB带宽低端边界附近与反衬媒介响应的 6dB带宽高端边界附近之间的频率范围内选择。该6dB带宽的定 义是指响应保持在最大幅度50％以上的频率范围。作为独立通 道而被分离的信号随后被解调并加工成单个输出信号，其中含 于组织中反衬媒介的反射回波相对于组织本身(即不含反衬媒 介的组织)的反射回波而言被明显地放大。接着，该输出信号 被存入视频扫描变换器并对组织进行扫描以产生被检查区域的 实时视频图像。扫描而产生视频图像在此具有其常规意义，即 将超声波能量顺序地沿预先定义的扫描线进行扫描，接收反射 回波的频率依赖特性并对每条扫描线做若干次处理。然后，对 构成每个视频图像的一组扫描线重复若干次上述过程。

显然，这里所公开的实时方法仅对含有反衬媒介的器官或 组织有效或适用，因为在本发明的范围当中，不用反衬媒介而 进行器官和组织成像并不比常规的超声波成像更为优越。

已经证明，独立通道数目越多，所生成的图像质量就越好 。因此，工作在至少三个预定频率的系统比仅工作在两个预定 频率的系统显示出更高的分辨率。但是，增加所使用独立通道 的数目存在着实际的限制。若增加该数目超过四个，尽管可能 导致图像质量的进一步改善，但却增加了方法和系统的复杂性 ，从而增加成本并使信号处理复杂化。

术语″组织本身″或无反衬媒介的组织是指反衬媒介不能进 入的组织部分，即未被引入病人体内的反衬媒介所灌注的组织 。投射到待成像区域的超声波在其穿过组织并返回的途中，将 会通过充满反衬媒介的部分或截面以及其它不含反衬媒介的部 分或截面。不应将此与已知的在反衬媒介引入前后对相同器官 或组织进行成像的方法相混淆。在此，在整个成像期间该反衬 媒介均存在，只不过是对媒介灌入区与非灌入区进行区别而已

组织响应一词是指作为频率的函数的双程能量转移，包括 电激励、电-声转换、组织中超声波传播与反射、声-电转换 、射频放大以及一般性处理过程。

本发明新成像方法中的基本原理是基于利用超声波反衬媒 介的频率依赖特性。本质上，这些成像原理依赖于或利用了反 衬媒介响应的某种物理特性或″签名″，从而增强相对于背景的 对比度。人们发现，所研究的媒介的物理特性与其组成结构相 关，其相关的程度是发现反衬媒介特征的概念为实验观测的最 接近的模拟。所描述了对比度放大程度远大于通过直接回波振 幅监测所获得的情形，从而其潜力是相当可观的。

本发明的另一个优点来源于这样的事实，即在本质上，所 采用的参数不要求任何非线性，也就是说这些参数不要求反衬 媒介工作在非线性方式下，这是由于所需的信号处理算法不依 赖于在预定水平上激励反衬媒介。相反，它可以工作在线性或 非线性响应的条件下。

重要的是，频率的选择应使得来自组织中反衬媒介反射回 波的振幅与组织本身(即不含反衬媒介的组织)反射回波的振幅 之差或比率为最大；这将在用上述方式选择频率的情况下而实 现。为方便起见，所选频率之一可以是反衬媒介的谐振频率， 而另一个或另一些频率则选得更高或更低。在反衬媒介谐振频 率低于组织响应最大值的情况下，第二选定频率应更高，而在 组织最大响应低于反衬媒介谐振频率的情况下，第二选定频率 应与上述相反，即更低。对具有不同回波谐振频率曲线的反衬 媒介进行实验的结果表明，在大多数情况下，反衬媒介的谐振 频率低于组织响应的最大值；然而，也可能存在与上述相反的 情形。在任何情况下，无论涉及第一种情形还是第二种情形， 对应于接收回波的电子信号均通过独立通道，然后被解调。经 解调的各独立通道的信号随后以某种简便的方式(如相除、相 减、相加或各种方法的组合)被加工成为单个的输出信号。典 型地，该处理过程是这样进行的，即该处理算法给出来自组织中 反衬媒介反射回波信号幅度与不含反衬媒介组织反射回波信号 幅度之间的最大差值。举例而言，响应于输入频谱分量S(f1) 、S(f2)、S(f3)等等的输出信号Sout可以被加工成正比于下列 算法之一的信号：

Sout＝S(f1)－S(f2)，

Sout＝[S(f1)－S(f2)]/S(f1)，

Sout＝[S(f1)－S(f2)]/S(f2)，

Sout＝2[S(f1)－S(f2)]/[S(f1)＋S(f2)]，

Sout＝{[S(f1)－S(f2)]/2－S(f3)}/{[S(f1)＋S(f2)]/2}，

Sout＝{[S(f1)－S(f2)]/2－S(f3)}/S(f3)，

Sout＝S(f1)/S(f2)，

Sout＝InS(f1)－InS(f2)， 或上述的任意组合。在所有的情况下，下列选择可以适用：

a)若Sout＜0，则令Sout＝0。

b)若Sout＜0，则用|Sout|代替Sout。

c)输出信号Sout可以用其自然对数或任何其它非线性函数 代替。

d)可以对分量S(f1)、S(f2)和S(f3)进行任意排列。

e)可以将任意分量S(f)换成其平方S2(f)。

f)任意分量S(f)可以用其在f附近通带Df内的均方平均值 代替：即 。

g)可以选用较其余频率处响应更有利于频率f附近响应的 任何其它处理选择。

还应指出，预选或预定频率值的选择可以看成是反射回波 到达时间的函数，其中该预定频率用于设置独立通道，这些通 道可以是普通的可变带通滤波器，或者是相应的等效器件，如 应用快速傅里叶变换的频谱分析仪。这就是说，由于来自特定 成像器官或组织的超声波响应依赖于它在身体内所穿透的深度 ，从而图像的质量将依赖于所用频率的选择。因此，对于位于 深层的组织和器官，应用较低频率可获得较好的图像，而对于 接近换能器的器官或组织则应采用移向较高端的参考频率进行 成像。

另一方面，本发明还包括了利用探测含有反衬媒介区域的 超声波后向散射进行器官和组织成像的系统，该系统包括用以 发射并接收超声波信号的超声波换能器和电子线路、信号处理 装置、用于存储处理后信号的装置以及显示装置。其中，信号 处理装置包括：用于将信号分离成至少两个具有通带的独立通 道的装置，该通带可独立调谐于至少两个频率上，该频率位于 反衬媒介响应的6dB带宽低端边界与组织响应的6dB带宽高端边 界之间，或位于组织响应的6dB带宽低端边界与反衬媒介响应 的6dB带宽高端边界之间；至少两个射频解调器，每个独立通 道一个；以及用于将来自独立通道的解调信号加工成单个输出 信号的装置，在该输出信号中，组织中反衬媒介的反射回波相 对于组织本身的反射回波被明显地放大。用于将信号分离成独 立通道的装置可以是普通的可变带通滤波器。正如已经指出的 ，具有三个独立通道的系统比只具有两个独立通道的系统更优 越，而具有四个独立通道的系统比具有三个独立通道的系统更 优越；但是，所用独立通道的精确数目将考虑复杂性/利益比 而确定。

根据本发明的另一种方案，取代带通滤波器，该系统可以 使用频谱分析仪，该频谱分析仪的工作方式实质上是相同的， 即利用上述预定频率，不管其选定值是否为反射回波到达时间 的函数。该频谱分析仪可利用快速傅里叶变换，本普-Z(Chirp -Z)变换、短时傅里叶变换或小波变换进行信号处理。这些处 理技术的选择或其它形式的选择[例如分裂谱(split-spectrum )处理]要由成像环境所提出的要求而决定(如信/噪比、声 干扰、轴向分辨率要求，等等)。例如，将小波变换成分裂谱 (split-spectrum)处理应用于固体材料的超声波探伤已经显示 出了它们潜在的优越性，这些应用场合是比较困难的，其中所 感兴趣的回波形状很相似或回波的振幅低于背景干扰(例如， Xin，J.等人N.M.，1992年IEEE超声学研讨会)。

频谱分析仪还可以包括零交叉检测器或自相关鉴别器。预 定频率是不同的选定频率，它们位于反衬媒介响应的6dB带宽 低端边界附近(或周围)与组织响应的6dB带宽高端边界附近(或 周围)之间，或位于组织响应的6dB带宽低端边界附近(或周围 )与反衬媒介响应的6dB带宽高端边界附近(或周围)之间。正如 已经指出的，其精确的区域将依赖于所提到的两种不同的可能 情形。

作为选择，该系统还可包括连接于解调器并放置在解调器 之间的非线性放大器，以及至少一个模拟减法/除法放大器。 然而，该系统总包含用于将各个独立通道的解调信号加工成单 个输出信号的装置，其处理方式是使组织中反衬媒介的反射回 波相对于不含反衬媒介组织的反射回波而言被明显地放大。该 处理装置包含至少一个模拟减法/除法放大器，用以利用上面 例举的一种或几种算法对输出信号进行处理。然而，正如已经 指出的，该系统并不局限于使用任何这些算法，因为它们只是 作为例子而给出的。

本发明的系统可包含模拟或数字视频扫描变换器，作为优 选方案，任何信号处理均由数字电子电路而执行，该电路用于 处理由超声回波信号的模拟/数字变换而获得的数据。可以用 多频处理对输出信号的幅度按不同视频色彩进行编码，然后再 将其叠加在利用B模成像中通常的处理方式而得到的普通灰度 视频图像上。

这里所公开的方法和系统的优点同样可以在信号通道为脉 冲多普勒超声波系统接收机的一部分的系统中加以利用，其中 还可包括表示速度分布谱的谱域视频输出和/或音响信号输出， 该音响信号输出的优选方案是使用扬声器，但也可使用任何其 它便利的声音重放设备。在脉冲多普勒超声波系统中还可包括 各种各样有利的选择，例如可包括二维速度分布图，该分布还 可以进行色彩编码，还可以包括从移动目标多普勒回波分量中 导出的回波振幅或能量的二维分布图，可选择低于或高于某给 定值的预定速度阀值。

最后，使用回波谱域傅里叶、车普-Z(Chirp-Z)或小波 变换分析的系统的工作，可以将该谱域分析应用于回波的滑动 时间窗范围之内。

本发明的又一个方面包括一种超声波设备，该设备包含有 用于发射与接收超声波信号的超声波探头、信号处理装置，滤 波装置、用于存储处理后信号的装置以及显示装置，其中该信 号处理装置含有上述处理超声回波的一种或多种装置。本发明 的超声波设备可用于病人和病畜的组织或器官成像，且特别适 用于心血管系统的成像。

为了进一步说明所公开的成像方法，考察人体中各种散射 体经过传播之后所预期的声能响应是有益的。圈1描述了脉冲 回波系统的典型频率响应：即组织的发射—接收响应(包括 电—声换能器响应以及作为频率函数的组织中的微分衰减)， 以及含有单一尺寸微泡的反衬媒介的发射—接收响应。在本 例中，fr为反衬媒介中微泡的谐振频率，而f1和f2为适当选择 的、不同于fr值的频率分量值。当激励幅度使得产生非线性振 荡时，能量同样在二次谐波频率2fr处被后向散射。在图1中， 重要的是应当明白，所给出的曲线对于反衬媒介和组织本身是 各具特点的。换句话说，这些曲线代表了这些不同超声波反射 体的响应。在实际的自然成像条件下，回波信号为各种被超声 波束所照射的目标(或反射体)响应的叠加。因此，相应回波 信号的谱也是来自各个反射体超声回波波谱的叠加。

当信号被接收并利用算法Sout＝S(fr)/S(f1)、Sout＝ S(f1)/S(f2)、Sout＝[S(f1)－S(f2)]/S(f2)或其它所提 到的算法进行处理时，不是来自反衬媒介的回波信号振幅明显 低于来自反衬媒介的回波信号振幅。原因在于频率f1和f2的选 择。举例来说，这种选择使得组织响应在f1的振幅与组织响应 在f2的振幅比(即T(f1)/T(f2))远远小于反衬媒介响应在f1 的振幅与反衬媒介响应在f2的振幅比(即A(f1)/A(f2))。

这种类型的信号处理基本上可用于多种标准回声探测仪的 成像模式，例如：机械B模扫描、线性或相控阵列电子B模扫描 、对图像由散射体相对速度编码的彩色多普勒成像或能量彩色 多普勒成像。在能量彩色多普勒成像当中，经多普勒电路检测 之后，图像色彩由回波振幅单独进行编码，其中多普勒电路消 除了所有来自静止目标的回波。

实际上，本发明要求频率分量从原始射频回波信号中提取 出来；这可以通过硬件或软件手段以多种方式加以实现，而所 有这些均涉及到本发明的范围。在以下的介绍中，描述了一种 硬件方案，该方案采用配备有模拟带通滤波器的双通道放大器 在f1和f2处提取回波分量，然后计算解调信号比以便在扫描变 换器上产生视频图像。另一种选择是利用数字电路，该电路对 回波波形取样数据进行快速傅里叶变换、车普-Z(Chirp-Z) 变换或小波变换。

在模拟形式中，图2描述了本发明线阵回波探测仪中一种 典型的多频B模反衬成像。该回波探测仪至少包括下列组成部 分：计时电路1，时间增益控制电路2，射频发射馈相电路3，脉 冲发射电路4，Tx/Rx-(发射/接收)单元多路调制器5，超声波 换能器6，射频接收馈相电路7，具有时间增益函数的接收放大 器8，设置于频率f1的带通滤波器9，设置于频率f2的带通滤波 器9’，射频解调器与非线性放大器(通道1)10，射频解调器与 非线性放大器(通道2)10’，模拟减法/除法放大器11，视频挪 描变换器12以及视频监视器13。

在工作原理上，计时电路专门用来定义脉冲重复频率，该 重复频率是根据对待成像区域顺序扫描而构造二维回波成像所 必需的。对各个顺序的脉冲激励，该计时电路还为时间依赖函 数定义了时间原点，其中时间依赖函数用以向来自不断增大的 深度的回波信号提供可变放大增益。该函数通过被称为“时间 增益控制电路”的单元而实现，该单元的输出可以是变化的电 压，该电压应用于具有可调增益接收放大器的增益控制。该计 时电路还定义发射馈相，该馈相是精确地顺序激励线阵换能器 各个单元以产生波束聚焦和扫描所必需的，其形式可以为顺序 触发信号脉冲群，预备应用于多通道电激励电路(″脉冲发射电 路″)。该计时电路还提供将预先定义的阵单元组与脉冲发射电 路建立联系所需的信号，这是利用由发射/接收单元多路调制 器所提供的连接而实现的。接收超声波束的聚焦与扫描通过射 频接收馈相电路来完成，该电路的相位和延迟调节也由该计时 电路来控制。该接收馈相电路的输出信号随后被引入前述具有 时间增益控制电路的放大器。正是该放大器的输出被作为公共 输入馈至前述多处理通道，用以分离接收回波中的频率分量。 图2的例子利用将回波信号通过不同的带通滤波器进行馈送而 完成频率分离，然后象普通回波探测仪一样，再经过射频解调 和非线性放大。接着，多处理通道的各个输出作为输入信号被 引至模拟减法/除法放大器，该放大器设计用于完成前述各种 处理算法，它利用了电子电路众所周知的函数特性。该放大器 的输出随后被送至视频扫描变换器的输入端，准备对各个顺序 脉冲将输入数据以相应于所选波束的扫描和定位的模式记录下 来。因此，利用以特定的重复率重复上述过程，且每一次均改 变波束扫描和/或聚焦以获得器官和组织中顺序位置的回波，该 扫描变换器的输出信号对视频监视器上显示的二维图像进行实 时更新，即其速率在每秒几帧图像到每秒几百帧图像之间，这 种速率对于仪器操作人员再现运动感觉是足够的。在上述过程 中，与含有反衬媒介区域相应的回波探测图像区域的对比度相 对于用常规仪器在类似成像条件下获得的图像而言被明显地放 大。

经本发明信号处理所产生的回波探测图像由来自反衬媒介 的图像元素(像素)组成，其强度远远大于来自典型组织回波的 像素，这是由于只有反衬媒介才具有特定的频率响应特征，从 而其回波信号能通过减法/除法处理而被放大。典型地，B模成 像的效果如图3所示。在反衬媒介存在的情况下，标准B模成像 与本发明成像的模拟图像说明了利用本发明方法可以获得的效 果。在该图中，双频B模成像的标注意味着只考虑两个预定频 率选择。

正如已经指出的，可以对多普勒通道处理应用类似的处理 过程，用以在速度色彩编码或能量色彩编码的二维多普勒成像 情况下获得改善的对比度放大。

本发明所公开的成像方法利用了线性后向散射模式下反衬 媒介的频率响应，该响应是某种典型的函数，它明显区别于组 织的频率响应。在本说明的范围内，术语″成像″不加区别地应 用于超声波B模成像(像素强度依赖于回波强度而与运动无关)、 色彩多普勒能量(素色色彩或强度依赖于相对速度低于或高于 某个阀值的目标回波强度)或色彩多普勒处理(像素着色为相对 目标速度的函数)的范围内。

本发明可应用于所有利用超声波反衬媒介对组织进行灌注 的探测系统，也可应用于回波探测成像仪中的电子电路，例如 用于医用诊断回波探测成像仪中的电子电路。本发明的实现需 要在体内(或更一般而言在成像区域内)注入特定的反衬媒介。