适用于确定介质内精确位置的物理特性的方法适用于确定介质图像的方法及其实施所述方法的装置

技术领域

本发明涉及利用超声来确定介质内精确位置的特性，以及涉及使用超声波在所述介质中的传输特性来确定所述介质内一个区域的图像的方法。本发明还涉及到实施所述方法的装置。

背景技术

介质的超声成像对于介质成像而言，尤其是对于人体成像而言，是非常常见的技术。已知有很多种超声成像技术。

例如，专利US6,095,980公开了一种成像系统以及检测介质内线性散射体和非线性散射体的方法，称之为“反向脉冲多普勒”。该系统测量多重激发能级下的超声响应，从而提高检测非线性响应时的灵敏度。此外，该方法经常利用在介质内注入造影剂进一步提高超声成像的灵敏度。

可惜的是，使用这种成像系统，用户得到的对比度仍旧较差，而且，即使使用了造影剂，某些组织信号(即，没有造影剂的)仍旧保留在图像中，而且血管轮廓不能在图像中作充分地界定。

发明内容

本发明的一个目的第一点是提供一种适用于确定介质内精确位置的物理特性的方法。

为此目的，该方法包括下列步骤：

a)将超声波的发射序列对着位置发送到介质中，所述发射序列包括至少两个具有不同振幅的发射脉冲，

b)接收来自位置的超声波的接收序列，所述接收序列包括与所述发射脉冲回波相对应的两个接收脉冲，

c)计算接收脉冲相对于两个发射脉冲之间的相位差，以及，

d)根据所述相位差来确定物理特性。

由于这些特征，可以提高的精确度来确定介质精确位置的物理特性。

在所述方法的各个实施例中，可选择性地包含下列特征中的一项和/或其它多项。

在该方法的一方面，计算相位差的步骤c)包括下列子步骤：

c1)确定接收序列中的各个接收脉冲的相位，以及，

c2)通过结合所述相位来计算相位差。

在该方法的一方面，计算相位差的步骤c)包括下列子步骤：

c3)与所述接收脉冲相对应的接收信号通过加权因子进行加权并相加，以生成一个组合信号，确定所述加权因子，以便补偿发射脉冲的不同振幅，以及，

c4)相位差是所述组合信号的相位。

在该方法的一方面，物理特性与相位差成比例。

在该方法的一方面，连续的步骤a)至c)多次重复，以提供多个相位差，而且，其中：

在步骤d)中，通过所述多个相位差的平均值或标准偏差或方差来确定物理特性。

在该方法的一方面，发射序列包括数量大于2的发射脉冲，接收序列包括数量至少与发射脉冲数量相同的接收脉冲，而且，其中：

在步骤c)中，计算与两个接收脉冲和发射脉冲相对应的各对之间的多个相位差，各对发射脉冲具有不同振幅，以及，

在步骤d)中，通过所述多个相位差的平均值或标准偏差或方差来确定物理特性。

在该方法的一方面：

物理特性如果小于或等于第一极限，则物理特性为第一种类型，而且

物理特性如果大于第二极限，则物理特性为第二种类型。

在该方法的一方面，第二极限大于第一极限。

在该方法的一方面，第一极限为0.3弧度，最好为0.1弧度。

在该方法的一方面，第二极限为0.3弧度，最好为0.5弧度。

本发明的另一个目的第二点是提供一种适用于确定介质内精确位置的物理特性的装置。该装置包括：

探头，包括超声换能器，

电子单元，用于控制换能器，以及，

处理单元，用于控制所述电子单元并处理来自所述电子单元的信号。

处理单元实施上文所指定的适用于确定精确位置的物理特性的方法。

本发明的另一个目的第三点是提供一种确定介质内区域的图像的方法，所述图像由多个像素构成，而且，其中，该方法包括区域内的多个位置。

方法包括下列步骤：

a)将超声波的发射序列对着位置发送到区域中，所述发射序列包括至少两个具有不同振幅的发射脉冲，

b)接收来自位置的超声波的接收序列，所述接收序列包括与所述发射脉冲相对应的两个接收脉冲，

c)计算接收脉冲相对于发射脉冲之间的相位差，以及，

d)根据所述相位差来确定图像的像素。

由于这些特征，可以提高的灵敏度和精确度来确定介质的图像。与已知超声技术相比，图像的图像对比度得到了提高。

在该方法的各个实施例中，可选择性地包含下列特征中的一项和/或其它项。

在该方法的一方面，计算相位差的步骤c)包括下列子步骤：

c1)确定接收序列中各个接收脉冲的相位，以及，

c2)通过结合所述相位来计算相位差。

在该方法的一方面，计算相位差的步骤c)包括下列子步骤：

c3)与所述接收脉冲相对应的接收信号通过加权因子进行加权并相加，以生成一个组合信号，确定所述加权因子，以便补偿发射脉冲的不同振幅，以及，

c4)相位差是所述组合信号的相位。

在该方法的一方面：在步骤d)中，像素与相位差成比例。

在该方法的一方面，连续的步骤a)至c)多次重复，以便提供针对区域内各个位置的多个相位差，以及：

在步骤d)中，通过计算所述多个相位差的平均值或标准偏差或方差来确定像素。

在该方法的一方面，发射序列包括数量大于2的发射脉冲，接收序列包括至少相同数量的接收脉冲，而且：

在步骤c)中，计算与两个接收脉冲和发射脉冲相对应的各对之间的多个相位差，各对发射脉冲具有不同振幅，以及，

在步骤d)中，通过计算所述多个相位差的平均值或标准偏差或方差来确定像素。

在该方法的一方面，图像中的各个像素都与区域内位置相对应。

在该方法的一方面：

把区域再分为多个子区域，

在步骤c)和步骤d)之间，计算子区域的相位差，所述子区域的相位差是属于所述子区域的各位置的多个相位差的平均值，而且，

图像中的各个像素都与一个子区域相对应。

在该方法的一方面：

各个像素如果小于或等于第一极限，则各个像素为第一种类型，而且

各个像素如果大于第二极限，则各个像素为第二种类型。

在该方法的一方面，第二极限大于第一极限。

在该方法的一方面，第一极限为0.3弧度，最好为0.1弧度。

在该方法的一方面，第二极限为0.3弧度，最好为0.5弧度。

在该方法的一方面，发射序列的两个发射脉冲的振幅比大于或等于2。

在该方法的一方面，在步骤a)之前，先把造影剂滴注入介质中。

在该方法的一方面，造影剂包括微泡剂。

本发明的另一个目的第四点是提供一种适用于确定介质内区域的图像的装置，所述装置包括：

探头，包括超声换能器，

电子单元，用于控制换能器，以及，

处理单元，用于控制所述电子单元13并处理来自所述电子单元的信号。

处理单元实施上文所指定的确定介质内一个区域的图像的方法。

附图说明

通过作为非限制性实例列出的本发明的实施例的如下详细描述，参考附图，本发明的其它特征和优点显而易见。

在附图中：

图1是用于实施根据本发明方法的第一种配置(适用于精确测量的方法)的装置的示意图；

图2a是显示图1所示装置实施的方法所采用的信号的发射序列的时域曲线；

图2b是显示与图2a所示发射序列相对应的信号的接收序列的时域曲线；

图3a是关于具有拟线性材料特性的介质内位置的接收信号相对于发射信号的相位差的分布；

图3b关于具有非线性材料特性的介质内位置的接收信号相对于发射信号的相位差的分布；

图4是用于实施根据本发明的方法的第二种配置(成像方法)的装置的示意图；

图5是图4所示的装置和方法生成图像的一个实例，显示了所述图像分割的两个分区，用于指出介质内所包含的两个器官。

在各图中，相同的标号指代相同或相似的元件。

具体实施方式

图1显示了实施本发明方法的装置10，例如，其目的是确定介质11内位置的特性，或者，例如，其目的是使介质11内的区域成像。

例如，介质11是一个活体，尤其是人体或动物体，或者可以是任何其它生物介质或理化介质(例如，体外介质)。介质体积包括其物理性质的变化。例如，介质可包括组织和血管，分别具有不同的物理性质。例如，组织可包括患病区域(例如，癌细胞)，或者物理性质与介质其它区域不同的任何其它异常区域。介质11某些部分可包括某些额外的造影剂(例如，微泡剂)，以提高这些部分物理性质的对比度。经超声波穿透时，此类造影剂产生非线性的回波。因此，这种造影剂的一个众所周知的用途是把含有预定量的造影剂的流体注入血管中。于是，与不含造影剂的组织的物理特性对比，更容易检测这些血管的物理特性，所述造影剂只在血管中流动。

物理特性，即可以通过经超声波感测介质的方法来检测的，是介质的机械性能，比如僵硬度或其它性能。该方法识别所述物理性质的数值和/或变化。例如，该方法可检测介质中两种材料之间的机械界面：例如，可检测气泡壳。

装置10可包括：

探头12，它包括一个超声换能器或多个超声换能器(一个换能器阵列)的，各个换能器都适合将信号变换为超声波(发射)和/或将超声波变换为信号(接收)，

电子单元13，可以两种模式(接收和/或发射)来控制探头中的换能器，以及，

处理单元14，用于控制电子单元13、处理信号并确定介质的特性和/或所述特性的图像。

在一个变体中，单独一个电子装置可实现电子单元13和处理单元14的所有功能。处理单元14可以是计算机。

探头12可包括曲面的换能器，以便将超声聚焦在探头前面的预定位置上。探头12可包括换能器的线性阵列，数十个换能器(例如，100至300)沿着轴X并置，以便超声能聚焦成二维(2D)平面。探头12可包括二维阵列，以便超声聚焦成三维(3D)体积。

图1所示方法的第一种配置适用于确定介质11内位置P0的物理特性，所述位置P0实质上是一个精确位置或者介质内围绕所述位置P0(在位置P0附近)的一个小区域。

上述处理单元14控制电子单元13和探头12，以便：

a)将超声波We的发射序列ES对着位置P0发送到介质11中，所述发射序列ES包括至少两个振幅不同的发射脉冲Se1、Se2，

b)接收来自位置P0的超声波4的接收序列RS，所述接收序列RS包括至少两个接收脉冲Sr1、Sr2且分别与所述发射脉冲Se1、Se2相对应。

对着以及来自所述位置的超声波We、Wr可以是聚焦波(束)或非聚焦束。

可采用众所周知的波束成形方法：

所发射的超声波We是由延迟并传输到换能器阵列中的各个换能器的多个换能器信号生成的，以及，

所接收到的超声波Wr是由通过延迟和求和相结合以产生的接收序列RS多个换能器信号构成的。

可通过改变发射电压或者最好是通过改变孔径尺寸(即通过改变用于发射出所发射的超声波的换能器元件的数量)来产生至少两个不同振幅的发射脉冲。孔径还可以分为两组或多组元件。

图2a显示了包括分别为超声脉冲的两个信号Se1和Se2的发射序列ES的一个实例。简单起见，这些脉冲(信号)是正弦信号(只包括一个单频频率分量)的一部分，当然，这种脉冲也可以是包括多个频率分量的较复杂的信号。

图2b显示了与图2a的发射序列相对应并包括两个接收信号Sr1和Sr2的接收序列RS，所述接收信号Sr1和Sr2与接收序列RS中的两个超声脉冲相对应。第一个接收信号Sr1与第一个发射信号Se1的回波(反射)相对应，第二个接收信号Sr2与第二个发射信号Se2的回波(反射)相对应。

在方法的第一种配置中，处理单元14进一步运行下列步骤：

c)计算(由接收信号Sr1、Sr2所感测的)至少两个接收脉冲相对于两个发射脉冲(系统已知的发射信号Se1、Se2)的相位差δ，以及，

d)根据所述相位差δ来确定位置P0处介质的物理特性。

超声波We的每个发射序列ES都包括多个发射脉冲(至少两个)。而且，超声波Wr的每个接收序列RS都包括多个接收脉冲。

所述序列中的每个脉冲可以是较复杂的信号，例如，是多个正弦信号的组合。然而，在当前描述中，简单起见，我们认为脉冲仅为正弦信号。

一个正弦信号或脉冲包括相位Φ和振幅X。这种正弦信号的相位是用信号的时间尺度所表示的其原点处的角度。振幅是正弦信号随时间变化的最大值。该相位可通过各种方法来确定或估算：关于参考时钟信号的时移、与所述参考时钟信号的相互关系、在由复数表示信号的情况下(例如，在IQ解调的情况下)的反正切(Im/Re)计算，或者任何其它已知的方法。

也可以通过上面引用的方法中任何一种方法来确定两个正弦信号或脉冲之间的相位差，例如，简单地通过每个信号预定相位的相位差来确定。

然后，可以通过各种方法来确定步骤c)的相位差。在下文描述中，只介绍其中两种方法。

按照确定相位的第一种方法，(如方法的步骤c)中所用的)两个正弦信号的两个序列之间的相位差可以定义为下列相位差之差：

关于接收信号的第一相位差δ_r，即δ_r＝Φ(Sr2)-Φ(Sr1)，测量所述第一相位差，以及，

关于发射信号的第二相位差δ_e：即δ_e＝Φ(Se2)-Φ(Se1)，通过系统知晓所述第二相位差。

定义的相位差δ定义为δ＝δ_r–δ_e。

也可以通过信号相对于彼此的时移计算该相位差：在这种情况下，由下列公式给定相位差：

δ＝2.π.f.(T_r–T_e)＝2.π.f.(Δt)

其中

f是正弦信号的频率，

T_e是如图2a所阐释的在两个发射信号Se1、Se2之间的时移，而且

T_r是如图2b所阐释的在两个接收信号Sr1、Sr2之间的时移。

如果时间差(T_r–T_e)大于2π，则应将其减少到以2π为模的数值。

按照确定相位的第二种方法，两个接收正弦信号可成比例(加权)，以便所具有的振幅相同，然后把得到的加权信号相减，即：

δ_r＝(a.Sr2-b.Sr1)。

最后，第一个加权系数a可以是1，只需确定b，以便b.Sr1与Sr2的振幅相同。

发明人发现上文所定义的接收信号(接收脉冲)相对于发射信号(发射脉冲)的相位差δ令人惊讶的是取决于在聚焦点P0处的介质11的性质。因此，可以确定在位置P0处的所述介质的物理特性。

这种效果是由于第一发射脉冲和第二发射脉冲(Se1、Se2)的振幅差以及在点P0处的介质的非线性特性。介质的这种非线性特性通常可在超声成像过程中运用振幅谐波(二次谐波、三次谐波……)分析方法来分析。这是一种振幅与频率的分析。在当前情况下，该方法采用相位差δ分析法。当然，这种相位技术也可以与谐波分析相结合使用。

有利的是，第一发射信号超声脉冲和第二发射信号超声脉冲(信号Se1、Se2)所具有的振幅比大于或等于2。

此外，发射序列(ES)中的发射信号之和为零。因此，把接收信号求和的一种简单方法对消一次谐波，并且这个和可直接用于估算介质11中材料的相位和/或谐波特性。

更具体而言，发射序列ES可能只包括具有反向振幅的两个发射脉冲，用a+1、-1序列来表示，比如，专利US6,095,980中所述的脉冲反演方法。在那种情况下，用于计算相位差的上述第二种方法中的加权因子a、b最好也应该是(+1、+1)，使得信号之和为零。

更具体而言，发射序列ES可包括具有+1/2、-1、+1/2振幅的三个发射脉冲，比如专利US6，638，228中所述的功率调制方法。在那种情况下，例如，用于计算相位差的上述第二种方法应利用下列公式：

δ_r＝Φ(Sr1+Sr2+Sr3)，

即具有以下加权因子(+1、+1、+1)。

可将这种方法推广为：

发射序列ES包括具有e1、e2、e3振幅的脉冲，

接收信号Sr1、Sr2、Sr3通过加权因子r1、r2、r3与组合信号CS相结合为：CS＝r1.Sr1+r2.Sr2+r3.Sr3，而且

相位差δ是组合信号CS的相位：δ＝Φ(CS)。

在该方法中，选择振幅和加权因子，使得e1.r1+e2.r2+e3.r3＝0。然后，如果在位置P0处的介质表现为线性材料，那么组合信号CS则应该是零信号。

发明人发现：从所产生的信号的相位(组合信号的相位)看，相位差δ代表在位置P0处介质11的性质。

因此，在给定的精确位置P0处所测量到的相位差δ可用于确定在该精确位置P0处介质的类型或性质。

在第一个变体中，在精确位置P0处或其附近的介质11材料的物理特性PC与预先确定的相位差δ的数值成比例。

在第二个变体中，连续的步骤a)至c)多次重复，例如，进行M次迭代，以提供多个相位差δ，所述多个具有的M个相位差δ的数值：δ₁……δ_M。

然后，在步骤d)中，通过下述数值来确定物理特性PC：

多个相位差δ的平均值，即PC＝平均值(δ₁……δ_M)，或，

多个相位差δ的标准偏差值，即PC＝标准偏差(δ₁……δ_M)，或，

多个相位差δ的方差值，即PC＝方差(δ₁……δ_M)，

这些数学函数的定义通常是众所周知的或者等效于是众所周知的定义，因为可在这些定义中可应用很多变形。

M次迭代可以通过发射序列ES中第一发射脉冲和第二发射脉冲(信号Se1、Se2)的相同第一振幅和第二振幅来进行。

M次迭代可以通过发射序列ES中第一发射信号和第二发射信号Se1、Se2的振幅的预定变化数值来进行，从而测试振幅的各种变化以及测试介质中非线性的各种可能性。因此，由于上述变体，可以更容易地区分在位置P0处介质11的非线性特性与线性特性。

在第三个变体中，发射序列ES可包括具有不同振幅的两个以上的信号：它可包括N个脉冲(信号)：三个、四个、五个甚至更多。接收序列RS包括至少同样数量的N个接收脉冲(信号)，而且最好是同样数量的N个接收脉冲(信号)。指数i的各个接收信号Sri必须正确地与相同指数i的相应发射信号Sei相关联。

然后，在步骤c)中，可以获取多组或多对(指数i和指数j，i＝/j，且i、j<＝N)发射-接收信号，各个发射信号Sei、Sej具有不同的振幅。就各对而言，可以上述方法来确定相位差δij，从而提供多个相位差。

然后，在步骤d)中，通过下列数值来确定物理特性PC(ij是所有预定的对))：

多个相位差的平均值，即：PC＝平均值(δ_ij)，或，

多个相位差的标准偏差值，即：PC＝标准偏差(δ_ij)，或，

多个相位差的方差值，即：PC＝方差(δ_ij)。

上述数学函数的定义通常是众所周知的或者是其等效的。

N个信号可全部具有不同振幅或者其中某些相同。然后，在处理过程中，可以测试或体验振幅的各种变化。因此，就可以更容易地区分在位置P0处介质11的非线性特性与线性特性。

图3a显示了具有明显线性特性的介质内一个位置的多个相位差δ的第一种分布20。这种分布是一些测试的计数(曲线的纵坐标)，从而提供了相位差的给定数值(曲线的横坐标)。

这条分布曲线20包括接近零弧度的平均值(曲线最大值的横坐标)以及较小的标准偏差或方差(曲线的宽度S)。

例如，平均值A的绝对值小于0.1弧度，标准偏差大于0.1弧度。

这种测量对应于具有明显线性特性的介质11中的位置：它可能是组织中的一个位置或区域或者不包含任何造影剂(例如，微泡剂)。

图3b显示了具有明显非线性特性的介质内一个位置的多个相位差δ的第二种分布21。它可以是血管的一个位置或区域或者包含造影剂(例如，微泡剂)。

这条分布曲线20包括非零弧度的平均值A(曲线最大值的横坐标)，此外，标准偏差S或方差比图3a的情况大得多(曲线的宽度)。

例如，平均值A的绝对值大于0.3弧度，标准偏差大于0.3弧度。因此，这两个值都可用于区分介质内材料(物理特性)的第一种类型与材料(物理特性)的第二种类型。

因此，该方法的所有上述变体可包括用于对介质11内位置P0处的物理特性的性质或类型进行分类或分段的下列步骤：

如果物理特性PC小于或等于第一极限L1，物理特性则与材料的第一种类型相对应，以及，

如果物理特性PC大于第二极限L2，物理特性则与材料的第二种类型相对应。

最后，第二极限L2大于第一极限L1，而且，如果物理特性在这两个极限(L1、L2)的区间内，则不能确定材料的类型。

最后，第二极限L2等于第一极限L1。

得益于这些分类步骤，可以确定物理特性的类型。

例如，第一极限L1为0.3弧度或0.1弧度，以确定物理特性是否较低(线性特性)。

例如，第二极限L2为0.3弧度或0.5弧度，以确定物理特性是否较高(非线性特性)。

这些极限可适合于该方法的各种用途：区分包含造影剂的区域与不包含造影剂的其它区域，或者区分组织与血管，或者区分患病细胞与健康细胞。

如图4所阐释，该方法的第二种配置是将此方法用于确定介质11内一个区域R的图像。

该方法采用与上述图1的装置10相同或相似的元件。

由该方法所生成的图像由多个像素(例如，K个像素)构成，各个像素都与区域R内的一个不同位置(Pk)相对应，k是识别图像中各个像素或区域R中各个位置的指数。最后，图像可只包括一个像素。当然，图像最好包括大于10000个像素(100x100的图像)。

该方法的第二种配置(成像方法)与前述方法的第一种配置的主要区别是扫描区域R内的多个位置，以便生成所述区域的图像。

在区域R内的各个位置Pk，处理单元14控制电子单元13和探头12，以便：

a)对着位置发送超声波We的发射序列ES，所述发射序列ES包括至少两个振幅不同的发射脉冲(与发射信号Se1、Se2相对应)，

b)接收来自位置的超声波Wr的接收序列RS，所述接收序列RS包括至少两个接收脉冲(与接收信号Sr1、Sr2相对应)，所述接收脉冲是来自所述发射脉冲的响应(回波)。

与第一种配置相似，根据已知技术，超声波We、Wr可以是聚焦波或非聚焦波。

发射信号和接收信号(代表脉冲)也与图2a和图2b中所显示的相似或相同，而且上面的相应描述也适用于方法的第二种配置。

在本发明第二种配置的方法中，处理单元14针对区域R内的各个位置Pk运行下列步骤：

c)计算两个接收信号Sr1、Sr2相对于两个发射信号Se1、Se2的相位差δ，以及，

d)根据相位差来确定与区域R内位置Pk相对应的图像中的像素值。

在方法的第一种配置中给信号相位和相位差δ下的定义仍有效。有各种确定相位或相位差的方法。

可通过不同方法来确定步骤c)的相位差δ，至少通过下列两种方法之中的一种方法来确定。

按照第一种方法，相位差δ是下面两个相位差之差：关于接收信号的相位差(δ_r：已测量)和关于发射信号的相位差(δ_e：已知)。于是，例如，通过(在方法的第一种配置中所解释的)下列公式计算相位差：

δ＝δ_r–δ_e＝Φ(Sr2)-Φ(Sr1)–δ_e.

然后，该方法包括下列子步骤：

c1)分别确定接收序列(RS)中的两个脉冲的相位，以及，

c2)通过所述相位相减来计算相位差δ。

按照第二种方法，相位差δ是组合信号的相位，所述组合信号是接收信号的加权和。

例如，在两个脉冲(信号)的情况下，可以通过下列公式计算相位差：

δ_r＝Φ(a.Sr2-b.Sr1)，

如果介质具有线性特性，则确定加权因子a、b，以便对消加权信号(a.Sr2，b.Sr1)。

更普遍而言，相位差δ是：

δ＝Φ(CS)＝Φ(r1.Sr1+r2.Sr2+r3.Sr3)。

选择发射脉冲的振幅e1、e2、e3与接收信号的加权因子r1、r2、r3，使得e1.r1+e2.r2+e3.r3＝0。

然后，该方法包括下列子步骤：

c3)与接收脉冲相对应的接收信号通过加权因子进行加权并相加，以生成组合信号CS，预先确定发射脉冲的振幅以及接收信号的加权因子，使得其内积为零，以及，

c4)相位差δ是所述组合信号CS的相位。换言之，如果起初确定了振幅，就能确定加权因子，以便补偿预定的振幅。

在第一个变体中，与区域R内的各个位置Pk相对应的像素值正好是预先确定的相位差δ的数值。

在第二个变体中，连续的步骤a)至c)多次重复，例如，进行M次迭代，以便提供多个相位差δ，所述多个具有的M个相位差的数值：δ₁……δ_M。

然后，在步骤d)中，像素值可由多个相位差的平均值或标准偏差值或方差值来确定。

可以通过发射序列ES中第一发射脉冲和第二发射脉冲(信号Se1、Se2)的相同第一振幅和第二振幅进行M次迭代。

可以通过发射序列ES中第一发射脉冲和第二发射脉冲(信号Se1、Se2)的振幅的预定变化数值进行M次迭代，从而测试振幅的各种变化，并测试在各个位置Pk处介质的非线性的各种可能性。因此，可以更容易地来区分区域内各个位置Pk的非线性特性与线性特性。

在第三个变体中，发射序列ES可包括两个以上具有不同振幅的脉冲：它可包括N个脉冲：三个、四个、五个或更多脉冲。接收序列RS包括至少同样数量的N个接收脉冲，而且最好是同样数量的N个接收脉冲。指数i的每个接收信号Sri(与脉冲i相对应)必须正确地与相同指数i的相应发射脉冲(即发射信号Sei)相关联。

然后，可以获取多组或多对(指数i和指数j，i＝/j，且i，j<＝N)发射-接收信号，各对发射信号Sei、Sej的振幅不同。对于各对而言，用上述方法确定相位差δij，从而提供多个相位差。

然后，在步骤d)中，通过多个相位差的平均值e或标准偏差值或方差值确定像素值。

N个发射脉冲(信号)可全部具有不同振幅或者其中某些相同。然后，在处理过程中，可以测试振幅的各种变化。因此，可以更容易地区分区域R内各个位置Pk处介质11的非线性特性与线性特性。

在第四个变体中，把区域R再分为多个子区域，分部对应于图像的分区。

在方法的步骤c)和步骤d)之间，计算子区域的相位差(δsr)，所述子区域的相位差(δsr)是属于在步骤c)中计算的所述子区域的位置的多个相位差(δ)的平均值。

然后，图像中的一个像素对应于一个子区域。

此外，所述任何变体都可以相互结合，以形成介质图像更敏感的一种方法：以便更容易地区分非线性特性与线性特性。

图5显示了针对患者体内一个矩形区域确定的这种图像的一个实例。灰色标度正好代表在矩阵或栅格各个位置处所确定的相位差。

与本发明的第一种配置相似，该方法的所有变体可包括适用于图像分类或分段的下列步骤：

如果像素值小于或等于第一极限L1，则像素与第一种类型相对应，而且，

如果像素值大于第二极限L2，则物理特性与第二种类型相对应。

最后，第二极限L2大于第一极限L1，而且，如果像素值在这两个极限(L1、L2)的区间内，则不能确定像素的类型。

最后，第二极限L2等于第一极限L1。

得益于这些分类步骤，可将图像分割为具有不同特性的分区。

例如，第一极限L1是0.3弧度或0.1弧度，从而确定第一种类型(线性特性)的分区。

例如，第二极限L2是0.3弧度或0.5弧度，从而确定第二种类型(非线性特性)的分区。

这些极限可适合于该方法的各种用途：区分组织与血管，或者区分患病细胞与健康细胞。

例如，图5显示了：

第一种类型(线性)的第一分区R1是与为细胞组织的一部分介质11相对应的分区，以及，

第二种类型(非线性)的第二分区R2是与为血管的一部分介质11相对应的分区。

于是，在所有当前方法中均可利用在介质11中使用造影剂的优势。

例如，造影剂会穿透血管但不会进入到组织。因此提高了是否有造影剂的介质11的不同区域之间的对比度，如图5所所示。

超声造影剂可以是小型充气微泡造影剂。例如，可将小型充气微泡剂滴入血液流或形成包膜微泡剂。造影剂可包括由弹性壳包膜的用显微镜可见的充气小气泡。有各种微泡造影剂。微泡剂可以是包膜(壳——脂质、白蛋白、聚合物)的重气体/空气混合物(PFC、SF8)。微泡剂在其壳的成分、气芯成分以及是否为靶向型上有所不同。微泡大小相当均匀，其直径在1至10微米范围内。使其小于红细胞，以便其很容易通过循环以及微循环流动。可通过静脉注射把微泡剂滴注入体循环中。可将其去除溶解在循环中、经肝脏过滤并于15分钟清除。

微泡剂具有很高的反射超声波的能力。微泡剂进入超声波频率范围内时，则压缩、振荡并反射特性回波，生成非线性超声背向散射。因此通过包含微泡剂的介质中的气体以及通过软组织周围环境以不同的方式反射超声脉冲。