B超成像增益控制方法、增益控制模块及B超成像系统

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2024年6月22日发(作者：)

(19)中华人民共和国国家知识产权局

(12)发明专利说明书

(21)申请号 CN2.6

(22)申请日 2010.04.07

(71)申请人 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司

地址 518057 广东省深圳市南山区高新技术产业园区科技南十二路迈瑞大厦

(72)发明人 黄勇 张晶

(74)专利代理机构 深圳市君胜知识产权代理事务所

代理人 杨宏

(51)

A61B8/14

权利要求说明书 说明书 幅图

(10)申请公布号 CN 102210595 A

(43)申请公布日 2011.10.12

(54)发明名称

B超成像增益控制方法、增益控制

模块及B超成像系统

(57)摘要

本发明公开了一种B超成像增益控

制方法、增益控制模块及B超成像系统。

增益控制方法包括：A、对增益前图像数

据中的背景噪声和信号进行判断，获得背

景噪声阈值和信号阈值；B、在增益前图

像数据0到信号阈值区间设置一非线性增

益曲线，使标准增益大于1时，数据0到

背景噪声阈值区间的第一增益小于标准增

益且大于1，而背景噪声阈值至信号阈值

区间的增益大于标准增益；或在标准增益

小于1时，使数据0到背景噪声阈值区间

的第二增益大于标准增益且小于1，而背

景噪声阈值至信号阈值区间增益小于标准

增益。解决了现有技术当增益增大时，图

像数据的信噪比下降，增益减小时，图像

亮度变化不均衡，图像迅速变暗的问题。

使输出的图像更加清晰。

法律状态

法律状态公告日

法律状态信息

专利实施许可合同备案的生效

IPC(主分类):A61B 8/14专利申

请号:2专利

号:ZL2合同备案

号:X2让与人:深圳

迈瑞生物医疗电子股份有限公司

2022-08-23

受让人:深圳迈瑞动物医疗科技有

限公司发明名称:B超成像增益控

制方法、增益控制模块及B超成

像系统申请日:20100407申请公

布日:20111012授权公告

日:20131120许可种类:普通许可

备案日期:20220804

法律状态

专利实施许可合同备

案的生效、变更及注

销

权 利 要 求 说 明 书

1.一种B超成像增益控制方法，其包括以下步骤：

A、对增益前图像数据中的背景噪声和信号进行判断，获得背景噪声阈值和信号阈

值；

B、在增益前图像数据0到所述信号阈值区间设置一非线性增益曲线，使标准增益

大于1时，数据0到所述背景噪声阈值区间的第一增益小于所述标准增益且大于1，

而所述背景噪声阈值至所述信号阈值区间的增益大于所述标准增益；或在所述标准

增益小于1时，使数据0到所述背景噪声阈值区间的第二增益大于所述标准增益且

小于1，而所述背景噪声阈值至所述信号阈值区间增益小于所述标准增益。

2.根据权利要求1所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：大于所述信号阈值

区间的数据，其增益为所述标准增益。

3.根据权利要求1所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤A中背景

噪声阈值和信号阈值采用如下步骤获得：

A1、采集增益前图像信号之无信号区和信号区的信号幅度，判断得出信号的幅度

范围和噪声的幅度范围；

A2、在背景噪声最大值到信号最小值所形成的闭区间中选择背景噪声阈值，所述

信号阈值设为信号最大值乘以L；

其中，L为0至2之间任意数。

4.根据权利要求3所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤A2包括

如下处理：

比较背景噪声最大值与信号最小值，将两者中的最大数值设为所述背景噪声阈值。

5.根据权利要求3所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤A2包括

如下处理：

比较背景噪声最大值与信号最小值，将两者中最小数值设为所述背景噪声阈值。

6.根据权利要求3所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤A2包括

如下处理：

所述背景噪声阈值为背景噪声最大值到信号最小值所确定区间中的任意数，所述信

号阈值设为信号最大值乘以L；

其中，L为0至2之间任意数。

7.根据权利要求3所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤A2包括

如下处理：

所述背景噪声阈值设为背景噪声最大值或信号最小值。

8.根据权利要求1所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤B中图像

数据0到所述背景噪声阈值区间的增益曲线采用如下方式获得：

以增益前图像数据为横轴，以所述第一增益或第二增益为斜率，以所述横轴的0点

为原点作直线，得到图像数据0到所述背景噪声阈值区间的第一增益曲线。

9.根据权利要求8所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤B中所述

背景噪声阈值至所述信号阈值区间的增益曲线采用如下方式获得：

B11、分别以所述背景噪声阈值和信号阈值与所述横轴垂直做直线，得到背景噪声

阈值直线和信号阈值直线；

B12、搜寻所述第一增益曲线与所述背景噪声阈值直线的交点作为第一交点，标准

增益曲线与所述信号阈值直线的交点为第二交点；

B13、连接所述第一交点和第二交点的直线即为所述背景噪声阈值至所述信号阈值

区间的增益曲线。

10.根据权利要求8所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤B中所

述背景噪声阈值至所述信号阈值区间的增益曲线采用如下方式获得：

B21、分别以所述背景噪声阈值和信号阈值与所述横轴垂直做直线，得到背景噪声

阈值直线和信号阈值直线；

B22、搜寻所述第一增益曲线与所述背景噪声阈值直线的交点作为第一交点，标准

增益曲线与所述信号阈值直线的交点为第二交点；

B23、以所述第一交点和第二交点拟合出一条曲线，该曲线为所述背景噪声阈值至

所述信号阈值区间的增益曲线。

11.根据权利要求10所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤B23中

所述背景噪声阈值至所述信号阈值区间的增益曲线采用线性拟合或非线性拟合方法

实现。

12.根据权利要求1所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤B中图

像数据0至所述信号阈值区间的增益曲线采用如下方式获得：

B31、以增益前图像数据为横轴，分别以所述背景噪声阈值和信号阈值与所述横轴

垂直做直线，得到背景噪声阈值直线和信号阈值直线；

B32、搜寻所述标准增益曲线与所述背景噪声阈值直线的交点作为第三交点，标准

增益曲线与所述信号阈值直线的交点为第二交点，增益为1的零增益曲线与所述背

景噪声阈值直线的交点为第四交点；

B33、在所述第三交点和第四交点之间的所述背景噪声阈值直线上选取第五交点，

以所述横轴的0点、所述第五交点和第二交点拟合出一条曲线，该曲线为图像数据

0至所述信号阈值区间的增益曲线。

13.根据权利要求12所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述步骤B33中

所述图像数据0至所述信号阈值区间的增益曲线采用线性拟合或非线性拟合方法实

现。

14.根据权利要求1所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：图像数据0到所

述背景噪声阈值区间的增益曲线采用如下方式获得：

B41、以增益前图像数据为横轴，分别以所述背景噪声阈值和信号阈值与所述横轴

垂直做直线，得到背景噪声阈值直线和信号阈值直线；

B42、搜寻所述标准增益曲线与所述背景噪声阈值直线的交点作为第三交点，增益

为1的零增益曲线与所述背景噪声阈值直线的交点为第四交点；

B43、在所述第三交点和第四交点之间的所述背景噪声阈值直线上选取第五交点，

以所述横轴的原点和所述第五交点拟合出一条曲线，该曲线即为图像数据0到所述

背景噪声阈值区间的第一增益曲线。

15.根据权利要求3所述的B超成像增益控制方法，其特征在于：所述L＝1±0.2。

16.一种B超成像增益控制模块，其特征在于：包括相互连接的阈值设定模块以及

增益处理模块；所述阈值设定模块用于对输入图像数据的信号幅度进行采集，依据

信号的幅度范围和噪声的幅度范围设定信号阈值和背景噪声阈值；所述增益处理模

块用于对所述输入图像数据进行非线性增益控制，使标准增益大于1时，控制图像

数据0到所述背景噪声阈值区间的增益小于所述标准增益且大于1，所述背景噪声

阈值至所述信号阈值区间的增益大于所述标准增益；或在所述标准增益小于1时，

控制图像数据0到所述背景噪声阈值区间的增益大于所述标准增益且小于1，所述

背景噪声阈值至所述信号阈值区间增益小于所述标准增益。

17.一种B超成像系统，包括B信号处理模块，其特征在于：所述B信号处理模块

中采用如权利要求16所述的B超成像增益控制模块。

说 明 书

技术领域

本发明涉及一种B型超声成像增益控制技术，尤其涉及的是一种改进型的B超成

像增益控制方法及改进的增益控制模块，以及采用这种增益控制方法及增益控制模

块实现的一种B超成像系统。

背景技术

医学诊断超声成像系统主要是通过向组织发射超声波，然后接收由组织反射得到的

回波信号来对组织进行成像的。超声波信号在传播过程中随距离的增加而能量逐渐

衰减，且随不同组织、不同深度的衰减是不一致的。目前常见的B型超声成像系

统中，一般具有数字增益控制，通常是将信号乘上一个固定的增益值，以便将其放

大到适于观察的幅度。同时，由于超声回波信号具有很大的动态范围，但极具临床

诊断意义的主要是弱信号，为了便于观察，在B型超声成像系统中，还会加入对

数压缩处理环节。然而，原始数据经过增益控制后进入对数压缩处理环节，如果增

益值大于1，则通常会导致输出信号的信噪比相对于原始信号的信噪比降低；而在

增益小于1的情况下，虽然输出信号的信噪比可以提高，但是输入信号中的小信号

部分下降过快，容易导致这部分信息被噪声信号所覆盖而丢失。可参看图1A-1C，

各图中背景代表噪声信号，4个小方块分别代表灰度不同的成像信号，其中相对于

底色最不突出的左上角的信号可以代表信号中的小信号部分。图1B是原始输入信

号的灰度示意图，图1A是图1B中各信号经过小于1的增益及对数处理后的灰度

示意图，图1C是图1B中各信号经过大于1的增益及对数处理后的灰度示意图。

可以明显看出，图1C的对比度相对于图1B明显下降，表明其信噪比降低，而图

1A虽然信噪比提高了，但是其小信号部分相对于背景下降明显，不容易分辨，很

可能将这部分信息丢失。无论是信噪比降低还是小信号部分下降过快，都会造成输

出图像质量下降，造成辨认困难。

由此可见，目前B超系统使用的增益控制方法，主要存在以下2个问题：

1)增益增大时，图像数据的信噪比下降，视觉信噪比下降明显；

2)增益减小时，图像亮度变化不均衡，图像迅速变暗，迅速损失诊断信息。

因此，现有技术还有待于改进和发展。

发明内容

本发明的目的在于提供一种B超成像增益控制方法，该方法可以在增益大于1时，

保持图像数据的信噪比基本不变；或在增益减小时，背景噪声和信号的下降平缓，

使得图像整体亮度的变化均匀，避免图像亮度和信息的过快损失。

本发明的目的还在于提供一种采用上述B超成像增益控制方法实现的增益控制模

块，以及采用这种改进的增益控制模块实现的一种B超成像系统。

本发明的技术方案包括：

一种B超成像增益控制方法，其包括以下步骤：

A、对增益前图像数据中的背景噪声和信号进行判断，获得背景噪声阈值和信号阈

值；

B、在增益前图像数据0到所述信号阈值区间设置一非线性增益曲线，使标准增益

大于1时，数据0到所述背景噪声阈值区间的第一增益小于所述标准增益且大于1，

而所述背景噪声阈值至所述信号阈值区间的增益大于所述标准增益；或在所述标准

增益小于1时，使数据0到所述背景噪声阈值区间的第二增益大于所述标准增益且

小于1，而所述背景噪声阈值至所述信号阈值区间增益小于所述标准增益。

基于上述方法，本发明还提供了一种B超成像增益控制模块，包括相互连接的阈

值设定模块以及增益处理模块；所述阈值设定模块用于对输入图像数据的信号幅度

进行采集，依据信号的幅度范围和噪声的幅度范围设定信号阈值和背景噪声阈值；

所述增益处理模块用于对所述输入图像数据进行非线性增益控制，使标准增益大于

1时，控制图像数据0到所述背景噪声阈值区间的增益小于所述标准增益且大于1，

所述背景噪声阈值至所述信号阈值区间的增益大于所述标准增益；或在所述标准增

益小于1时，控制图像数据0到所述背景噪声阈值区间的增益大于所述标准增益且

小于1，所述背景噪声阈值至所述信号阈值区间增益小于所述标准增益。

本发明还提供了一种B超成像系统，包括B信号处理模块，所述B信号处理模块

中采用如上所述的B超成像增益控制模块。

本发明的有益效果：本发明通过对增益前的背景噪声和信号的阈值进行判断，为背

景噪声和信号设定不同的阈值区间，在不同的阈值区间内采用不同增益控制的非线

性增益控制方法，使得当增益增大时，保持图像数据的信噪比基本不变，从而解决

视觉信噪比下降明显的问题；而当增益减小时，使背景噪声和信号的下降平缓，在

保持图像数据的信噪比基本不变的同时，使得图像整体亮度的变化均匀，从而使得

输出的图像更加的清晰。

附图说明

图1A、1B和1C为采用现有的线性增益控制方法处理得到的灰度效果比对示意图，

其中图1B表示原始输入信号的灰度示意图，图1A是图1B中各信号经过小于1的

增益及对数处理后的灰度示意图，图1C是图1B中各信号经过大于1的增益及对

数处理后的灰度示意图；

图2为本发明B型超声诊断系统框图；

图3为B型超声诊断系统中信号处理模块对射频(RF)信号进行处理的流程示意图；

图4为本发明的B超成像非线性增益控制方法的流程示意图；

图5为本发明非线性增益控制方式的增益曲线示意图；

图6为本发明采用插值方式获得非线性增益曲线的示意图；

图7为本发明背景噪声阈值至信号阈值区间采用曲线拟合方式获得非线性增益曲线

的示意图；

图8为本发明数据0至信号阈值区间采用曲线拟合方式获得非线性增益曲线的示意

图；

图9A1、9A2、9A3、9B1、9B2及9B3为采用本发明的增益控制方法处理得到的

灰度图与采用现有的增益控制方法处理得到的灰度图的对比；

图10为本发明增益控制模块的方框图。

具体实施方式

以下结合附图，将对本发明的各较佳实施例进行更为详细的说明。

如图2所示本发明较佳实施方式的B超成像系统包括发射电路1、探头2、接收电

路3、波束合成模块4、B信号处理模块5和输出显示模块6。发射电路1用于产

生激励探头阵元发射的电压，不同阵元所需要的发射电压及发射延迟通常是不同的，

发射电路1根据不同的需要为每个阵元产生不同的发射电压及延迟。探头2包含多

个阵元，各个阵元在发射电压激励下产生具有一定频带的超声波，超声波经过组织

反射后回到探头阵元处，由阵元将回声信号转化为电信号。接收电路3包含一个或

多个通道，负责对探头2转化后得到的电信号进行放大、A/D转换等处理，将模拟

信号转化为数字信号输出，供后续部分进行处理。波束合成模块4负责对接收电路

3每个通道输出的数据进行延时相加，合成不同扫描线的数据输出，输出的信号通

常称为射频(RF)信号。B信号处理模块5负责对波束合成模块4输出的RF信号进

行处理，输出显示模块6负责将B信号处理模块5输出的数据显示成图像。

B信号处理模块5对RF信号的主要处理步骤如图3所示，包含动态滤波、包络检

测、降采样、数字增益补偿、对数压缩以及动态范围调整等步骤，通过以上这些步

骤将RF信号转化为8bit的无符号数输出。其中，数字增益补偿的目的是将信号放

大到合适于观察的幅度，以弥补超声波随不同组织不同深度产生不一致衰减所带来

的影响。而对数压缩处理可使得便于观察超声回波信号中极具临床诊断意义的弱信

号。当我们将增益控制和对数压缩联系到一起，其综合后的表达式通常为公式(1)：

dataOut＝k*(log_a(dataIn*Gain)+b)

其中dataIn是输入信号，dataOut是输出信号，可以看成是图像数据，Gain为数字

增益，直通是增益为1。系数a、b以及k会随不同的系统设计发生改变，但针对

一个具体的超声成像系统，系数a、b以及k是固定的。转换log运算，公式(1)可

以转换成公式(2)：

dataOut＝k*log_a(dataIn)+k*log_a(Gain)+k*b

在确定的工作条件下(用户不做调节时)，k、a、b均为常数，Gain是依据增益前数

据所属不同区域所设定的增益曲线，即本实施方式中的增益控制采取了非线性增益

控制方式。由公式(2)可以发现，调节Gain实际上是对图像数据做加法运算。

本发明最佳实施方式提出的B超成像的非线性增益控制方式，其流程如图4所示，

包括如下步骤：

步骤4.1、首先采集增益前图像数据信号的无信号区和信号区的信号幅度，判断得

出信号的幅度范围和噪声的幅度范围；

步骤4.2、设定背景噪声阈值和信号阈值，为背景噪声和信号设定不同的阈值区间；

步骤4.3、分区域设定增益曲线，对数字增益前的数据进行非线性增益控制，即，

在增益放大时(即增益Gain＞1)，对背景噪声阈值处以下的增益进行适当的减少，

而对背景噪声阈值至信号阈值内的增益适当增大，超出信号阈值部分增益保持不变，

这样使得增益放大时，背景噪声的上升小于信号的上升，保持图像数据的信噪比基

本不变；另一方面，当增益减小时(即Gain＜1)，对背景噪声阈值处以下的增益进

行适当的增大，而对背景噪声阈值至信号阈值内的增益适当减小，信号阈值处以上

的增益保持不变，这样使得增益减小时，背景噪声和信号的下降比较平缓，保持图

像数据的信噪比基本不变的同时，使得图像整体亮度的变化均匀。

采用图示说明本发明的非线性增益控制方法。参考图5所示，横轴代表增益前数据

(BF gain)，纵轴代表增益后数据(AF gain)，图5中增益曲线的斜率即代表增益值，

如S0代表增益为1的增益曲线，S+1和S+2表示增益大于1的线性增益曲线，即

增大增益，S-1和S-2代表增益小于1的线性增益曲线，即降低增益。根据增益前

信号的幅值范围和噪声的幅值范围，对增益前数据设定一个下限阈值A(即背景噪

声阈值)，和一个上限阈值B(信号阈值)，将增益前数据分成三个区域，即数据0到

所述背景噪声阈值区间(0A]，背景噪声阈值至所述信号阈值区间[A B]，以及大于

信号阈值的区间[B max)。分区域设定增益：对于大于上限阈值B的数据[B max)，

保持标准增益的方式，所述标准增益为：S+1增益曲线的斜率即为S+1的标准增益，

S+2增益曲线的斜率即为S+2的标准增益，以此类推。对于小于下限阈值A的数

据，当标准增益大于1(Gain＞1)时，如图S+1和S+2所示，则按适当比例在标准

增益基础上降低增益值(即降低斜率)，使增益小于标准增益且大于1。而当标准增

益小于1(Gain＜1)时，如图S-1和S-2所示，则按适当比例在标准增益基础上增加

增益(增大斜率)，使增益大于标准增益且小于1。对于介于下限阈值A和上线阈值

B间的数据，则根据(0A]和[B max)区域内增益曲线的斜率，以线性插值的方式或

曲线拟合的方式修正出一条增益曲线，使标准增益大于1时，[A B]间的增益大于

标准增益，标准增益小于1时，[A B]间的增益小于标准增益。图5中虚线所示的

曲线即为图像数据0到信号阈值区间的非线性增益曲线。

由上述公式(2)可以发现，当用户调大调小增益时，实际上是在图像数据上增加或

减少一个变量。在常规的医学超声图像中，通常包含信号值较小的背景噪声和信号

值较大的成像信号，其中成像信号是我们需要观察的部分，而背景噪声则是不必要

的干扰信号，会影响对成像信号的观察。可以假设背景噪声的均值为N，成像信号

的信号均值为S，如果调节增益时对所有信号均采用相同的增益值Gain，经过对数

压缩模块后输出的噪声信号和成像信号相当于分别对S和N增加或减少了一个相

同的量。更具体的，假设初始状态下，S1＝75，N1＝45，初始图像信噪比SNR＝

S1/N1＝1.67，增大增益满足k*log_a(Gain)＝20，增大增益后S1’＝

75+20＝95，N1’＝45+20＝65，此时图像的信噪比SNR′＝S1′/N1′＝1.46，显然

SNR′＜SNR，使得直观的感觉是图像信噪比出现了明显的下降。而本实施方式中

所采用的非线性增益方式，对输入信号进行分区域的增益控制，在增益大于1时

(即增大增益时)，可以使得图像数据中背景噪声信号的增加值小于成像信号的增加

值，从而改善现有技术图像数据信噪比下降的问题；而当增益小于1时(即降低增

益时)，图像数据中背景噪声信号的下降值小于成像信号的下降值，图像数据信噪

比的值虽然相比采用标准增益时有所降低，但仍然大于增益前图像数据信噪比，更

重要的是避免了图像亮度和信息的过快损失，解决了现有技术图像亮度变化不均衡，

图像迅速变暗损失诊断信息的缺点。因此，采用本发明的非线性增益控制方法使得

输出的图像更加清晰，提高了诊断的准确性。

在实际应用中，下限阈值A(背景噪声阈值)和上限阈值B(信号阈值)可采用如下方

法设定：

1、采集增益前图像信号之无信号区和信号区的信号幅度，判断得出信号的幅度范

围(Smin Smax)和噪声的幅度范围(0 Nmax)，其中：Nmax为背景噪声最大值，Smin

为信号最小值，Smax为信号最大值，并且Nmax≤Smin，或者Nmax＞Smin均有可

能，；

2、背景噪声阈值设为Smin到Nmax所形成的一个闭区间[Smin，Nmax]或[Nmax，

Smin]中的任一值，所述信号阈值设为信号最大值乘以L(即Smax*L)；其中：L为

0至2之间任意数，依据不同的B超系统而设定，例如可设L＝1±0.2。在实际应用

中背景噪声阈值可以采用多种方式设置，例如，方式1、比较背景噪声最大值与信

号最小值，将两者中的最大数值设为背景噪声阈值。方式2、比较背景噪声最大值

与信号最小值，选两者中最小数值设为背景噪声阈值。方式3、不对背景噪声最大

值及信号最小值进行比较，直接将背景噪声最大值或信号最小值设为背景噪声阈值。

方式4、在背景噪声最大值到信号最小值所确定区间中选取意数作为背景噪声阈值。

本发明所述的非线性增益控制曲线的实现方法有多种，以下通过几个实施例对增益

曲线的设置方法进行详细地说明。

实施例一、如图6所示，根据所需的标准增益值得到一条标准增益曲线，例如图6

中的S+2和S-2。以背景噪声阈值A和信号阈值B向横轴(BFGain轴)做垂线，得

到背景噪声阈值直线(直线A)和信号阈值直线(直线B)，直线A和直线B与标准增

益曲线S+2分别相交于M和点N。假设此时S+2的增益值为k1(k1＞1)，即S+2曲

线的斜率为k1，对小于阈值A的增益曲线降低其增益(即降低斜率)，假设降低后

的增益为第一增益k2，那么k2＝k1*m，m是一个小数，满足m≤1且k1*m≥1，此

时，以k2为斜率，以0点为原点作直线，就得到图像数据0到背景噪声阈值区间

的增益曲线H1；增益曲线H1会与直线A相交得到另一点P，采用线性插值方式

直接将点P与点N相连，即可得到区间[A，B]之间的增益曲线，即修正后的曲线

L1。区间(0A]范围内斜率为K2的直线H1和区间[A B]内直线L1以及[Bmax)内的

标准增益曲线S+2共同构成了新的非线性增益曲线。同理，降低增益时，增益曲

线获取的方式相同，例如，修正前的标准增益曲线为S-2，直线A和直线B与标准

增益曲线S-2分别相交于M’和点N’，假设此时S-2的增益值为k3(k3＜1)，即S-2

曲线的斜率为k3，对小于阈值A的增益曲线增加其增益(即增大斜率)，假设增加

后的增益为第二增益k4，那么满足k3＜k4≤1，此时，以k4为斜率，以0点为原点

作直线，就得到图像数据0到背景噪声阈值区间的增益曲线H2；增益曲线H2会

与直线A相交得到另一点P’，采用线性插值方式直接将点P’与点N’相连，即可得

到区间[A，B]之间的增益曲线，即修正后的曲线L2。该方式中，小于阈值A区域

的增益曲线H1、H2，以及阈值A到阈值B区域的增益曲线L1、L2都是采用线性

插值方式获得的直线。

实施例二、如图7所示，小于阈值A区域的第一增益曲线H1和H2的获得方法与

实施例一相同，所不同的是以第一交点P和第二交点N或以第一交点P’和第二交

点N’两点拟合出一条曲线L1或L2作为阈值A到阈值B区域的增益曲线，拟合方

式可以是非线性的。区间(0A]范围内斜率为K2的直线H1和区间[A B]内曲线L1

以及[B max)内的标准增益曲线S+2共同构成了新的增益曲线。同理，降低增益时，

修正后的增益曲线包含区间(0A]范围内的直线H2和区间[A B]内曲线L2以及

[B max)内的标准增益曲线S-2。

实施例三、如图8所示，根据所需的标准增益值得到一条标准增益曲线，例如图6

中的S+2和S-2。以背景噪声阈值A和信号阈值B向横轴(BF Gain轴)做垂线，得

到背景噪声阈值直线(直线A)和信号阈值直线(直线B)，直线A和直线B与标准增

益曲线S+2分别相交于M和点N。增益为1的零增益曲线S0和A的交点记为第

四交点M0。对于在[0A]范围内的数据，在直线A上点M和点M0之间取一点Q，

满足AF Gain_M0≤AF Gain_Q≤AFGain_M，即Q的位置在M和M0两点之间可调。

然后根据坐标轴原点O，点Q以及点N共3个点拟合出一条曲线L3，L3即为区间

[0，B]上新的增益曲线，其中曲线拟合的方式可以是线性拟合方法，也可以是非线

性拟合方法；同理，降低增益时，区别仅仅是直线A上的点Q’选在M0下方与点

M’(标准增益曲线S-2与阈值A交点)之间，根据类似的方法，修正前的增益曲线和

修正后的增益曲线分别如图8中S-2和L4所示。

在上述描述中点M和M’均称为第三交点，点N和N’均称为第二交点，点P和P’

均称为第一交点，交点Q和Q’均称为第五交点，增益曲线H1和H2均称为第一增

益曲线。

实施例四、如图8所示，小于阈值A区域的第一增益曲线还可以采用曲线拟合的

方式获得。采用与实施例三相似的方法，以背景噪声阈值A和信号阈值B向横轴

(BF Gain轴)做垂线，得到背景噪声阈值直线(直线A)和信号阈值直线(直线B)，直

线A和直线B与标准增益曲线S+2分别相交于M和点N。增益为1的零增益曲线

S0和A的交点记为第四交点M0。对于在[0A]范围内的数据，在直线A上点M和

点M0之间取一点Q，满足AF Gain_M0≤AF Gain_Q≤AF Gain_M，即Q的位置在

M和M0两点之间可调。然后根据坐标轴原点O及点Q两个点拟合出一条曲线，

就得到图像数据0到背景噪声阈值区间的增益曲线。同理，降低增益时，区别仅仅

是直线A上的点Q’选在M0下方与点M’之间。

采用该方法实现的B超成像增益控制模块100如图10所示，包括阈值设定模块

120以及增益处理模块110，二者输入端均与增益前的输入图像数据相连，且阈值

设定模块120的输出端与增益处理模块110连接。阈值设定模块120用于对输入图

像数据的信号幅度进行采集，判断得出信号的幅度范围和噪声的幅度范围，并依据

信号的幅度范围和噪声的幅度范围设定信号阈值和背景噪声阈值，同时输出给增益

处理模块110。增益处理模块110用于对输入图像数据进行非线性增益控制，使标

准增益大于1时，控制数据0到背景噪声阈值区间的增益小于标准增益且大于1，

而背景噪声阈值至信号阈值区间的增益大于标准增益；或在标准增益小于1时，控

制数据0到背景噪声阈值区间的增益大于标准增益且小于1，而背景噪声阈值至信

号阈值区间增益小于标准增益，输出增益后的图像数据。

采用这种改进的B超成像增益控制模块可以实现一种B超成像系统，该系统仍如

图1的系统框图所示，所不同的是B信号处理模块5中数字增益补偿模块采用如

图10所示的B超成像增益控制模块100。

本发明由于采用了非线性增益控制方法，解决了现有技术采用线性增益方式存在当

增益增大时，图像数据的信噪比下降，视觉信噪比下降明显，以及增益减小时，图

像亮度变化不均衡，图像迅速变暗，损失诊断信息的问题。以下通过图10对本发

明实现的图像效果进行详细地说明。图9A1、9A2及9A3为采用原有的线性增益

控制方式获得的灰度图，9B1、9B2及9B3是采用了本发明提出的非线性增益控制

方式获得的灰度图。图9A1和9B1中的背景以及(1、2、3、4)4块信号区域和背景

区域灰度的差值完全一致，图9A1、9A2、9A3采用线性增益方式，背景增益和4

块信号区灰度值每次均增加20，而图9B1、9B2、9B3采用非线性增益控制方式，

背景增益每次灰度值增大10，但信号区灰度值仍然每次增加20。图9B1、9B2及

9B3与图9A1、9A2及9A3对比，可以明显的看到，采用非线性增益控制方式，增

益变化后，图像整体亮度的变化以及图像信噪比的变化均明显优于传统的线性增益

控制方式，从图9B1-＞图9B2-＞图9B3，线性增大增益，亮度变化和图像信噪比

的变化都显得更加均匀。因此，本发明使得输出的图像更加清晰，提高了诊断的准

确性。

可以理解的是，对本领域普通技术人员来说，可以根据本发明的技术方案及其发明

构思加以等同替换或改变，而所有这些改变或替换都应属于本发明所附的权利要求

的保护范围。

本文标签： 增益信号阈值控制背景噪声