三維超聲成像技術的基本原理及操作步驟.doc

1、三維超聲成像技術的基本原理及操作步驟230031安徽合肥解放軍 105 醫(yī)院羅福成1 基本原理三維超聲成像分為靜態(tài)三維成像(static three 2 dimensional imaging和 動 態(tài) 三維 成 像 (dynamic three 2dimensional imaging ,動態(tài)三維成像由于參考 時間因素 (心動周期 , 用整體顯像法重建感興趣區(qū) 域準實時活動的三維圖像 , 則又稱之為四維超聲心 動圖 。 靜態(tài)與動態(tài)三維超聲成像重建的原理基本相 同 。111 立體幾何構成法 該法將人體臟器假設為多 個不同形態(tài)的幾何體組合 , 需要大量的幾何原型 , 因 而對于描述人體復雜結構的

2、三維形態(tài)并不完全適 合 , 現(xiàn)已很少應用 。112 表面輪廓提取法 是將三維超聲空間中一系 列坐標點相互連接 , 形成若干簡單直線來描述臟器 的輪廓的方法 , 曾用于心臟表面的三維重建 。該技 術所需計算機內存少 , 運動速度較快 。缺點是 :(1 需人工對臟器的組織結構勾邊 , 既費時又受操作者 主觀因素的影響 ; (2 只能重建比較大的心臟結構 (如左 、 右心腔 , 不能對心瓣膜和腱索等細小結構進 行三維重建 ; (3 不具灰階特征 , 難以顯示解剖細節(jié) , 故未被臨床采用 。113 體元模型法 (votel mode 是目前最為理想的 動態(tài)三維超聲成像技術 ,可對結構的所有組織信息 進

3、行重建 。 在體元模型法中 , 三維物體被劃分成依 次排列的小立方體 , 一個小立方體就是一個體元 。 任一體元 (v 可用中心坐標 (x ,y ,z 確定 , 這里 x ,y , z 分別被假定為區(qū)間中的整數(shù) 。二維圖像中最小單 元為像素 , 三維圖像中則為體素或體元 , 體元素可以 認為是像素在三維空間的延伸 。與平面概念不同 , 體元素空間模型表示的是容積概念 , 與每個體元相 對應的數(shù) V (v 叫做 “體元值 ”或 “體元容積 ” 一,定數(shù) 目的體元按相應的空間位置排列即可構成三維立體 圖像 。 描述一個復雜的人體結構所需體元數(shù)目很 大 , 而體元數(shù)目的多少 (即體元素空間分辨率 決

4、定 模型 的 復 雜 程 度 。目 前 , 國 內 外 大 多 數(shù) 使 用 Tom Tec Eeno view computer -work station 來進行 體元模型三維成像 。此外 , 隨著高檔超聲儀器軟件的不斷開發(fā) , 靜態(tài) 三維成像不經過工作站可直接啟動設備軟件包三維 重建或三維電影回放來完成 。2 操作步驟任何三維成像的研究均需通過原始圖像采集、 圖像數(shù)據后處理 、 三維圖像重建 、 三維圖像顯示和定 量測量 。 掃描途徑包括經食管 、 經胸和劍突下及腹 壁等 , 每種方法各有利弊 。211 圖像的采集21111 機械驅動掃查 將探頭固定在機械裝置上 , 由計算機控制電動馬達

5、, 帶動探頭做某種擬定形式 的運動 , 常見的形式有三種 :(1 平行掃查法 (Parallelscanning :即探頭沿直線做均勻連續(xù)的平行位移, 獲 得一系列相互平行等距的二維切面圖像 。 經食管或 血管內的超聲三維重建所采用的逐步后拉式采樣亦 屬平行掃查 。 此方法圖像易失真 , 目前已基本廢棄 。 (2 扇形掃描法 (fan -like scanning :掃描平面的近 場基本固定 , 遠場沿 z 軸方向扇形移動 , 將采集的二 維圖像做數(shù)字存儲 , 建立金字塔形數(shù)據庫 (Pyramid data -bank ,而后插補三維像素 (voxel , 再根據需要任意切割 , 顯示所欲觀察

6、的三維圖像 。此發(fā)現(xiàn)主 要用于檢查靜態(tài)臟器 , 有的廠家將換能器封閉于特 制的盒套內 , 操作比較方便 。 (3 旋轉掃描法 (rotat 2 ingscanning :目前被廣泛接受 , 能較理想地進行三 維成像采集 。 以二維切面圖像中聲束方向的中心平 分線為軸 , 使探頭做 180 旋轉 , 獲得圍繞軸線 360 范圍內一系列相互均勻成角 , 且中心平分線相互重 疊的二維切面圖像 , 適用于心臟 、 前列腺 、膀胱等 。 經食管的多平面探頭或環(huán)形相控陣探頭三維成像采 樣過程亦屬此類 。由于機械驅動掃查中 , 探頭具有規(guī)定的邏輯運 動軌跡 , 因此 , 計算機對所獲得的每一圖像進行空間 定

7、位 、 數(shù)據處理及三維成像時速度快 , 圖像重建準確 可靠 。缺點是采樣過程繁瑣 、 機械驅動支架體積大 且沉重 、 與各類探頭不易配接 、 掃查時有機械噪音 、 ? 324?(掃查方式固定 、 取樣角度不易確定 、 掃查范圍和時間 受限 。 因而三維超聲成像的推廣迫切急需方便 、 靈 活的采集方法 。21112 磁場空間定位自由臂掃查 (free 2hand scan 2 ning ,以下簡稱自由掃查自由掃查技術主要依靠 一套探頭空間定位系統(tǒng) , 由電磁場發(fā)生器 、 空間位置 感測器 (或接收器 和微處理器三部分組成 。 由微處 理器控制的電磁場發(fā)生器向空間發(fā)射電磁場 , 空間 位置感測器被

8、固定在探頭上 , 操作者如同常規(guī)超聲 檢查一樣 , 手持帶有空間位置感測器的探頭進行隨 意掃查時 , 計算機即可感知探頭在三維空間內的運 動軌跡 , 從而確定所獲得的每幀二維圖像的空間坐標 (x ,y ,z 及圖像方位 ( ,帶有空間坐標信息和方位信息 6 個自由度參數(shù)的數(shù)字化圖像被儲存在計算機中 ,即可對所掃查結構進行三維重建。 實踐證明 , 使用自由掃查技術時, 可在任何方向上隨意移動探頭, 根據需要設置掃查時和調整范圍并無死角 , 適用于做一次性較大,范圍復合掃查 , 如對 肝臟一次性整體成像 。 該系統(tǒng)可與任何探頭方便配 接 , 體積小 , 重量輕 , 掃查方式靈活 , 操作方便 ,

9、且重 建準確可靠 , 因而成為近年三維超聲成像研究的熱 點 。 此方法僅用于靜態(tài)三維重建 , 用彩色多普勒能 量圖進行三維重建時 , 如有余輝滯留 , 應關閉余輝功 能 , 以免血管結構三維圖像變形 , 如無法關閉余輝功 能 , 應平穩(wěn)緩慢掃查取樣 。21113 “一體化探頭 ”方案 將超聲探頭和擺動機 構封裝在一起 , 操作者只要將此一體化探頭指向所 需探測部位 , 系統(tǒng)就能自動采集三維數(shù)據 。21114三維電子相控陣方法目前 , 已開發(fā)出 128 128 陣元的超聲模塊及相應的電子學系統(tǒng) , 并成 功獲得了實時三維超聲圖像 。后二種方法使用方 便 , 不用移動探頭即可獲得三維數(shù)據 , 并能

10、即刻或實 時顯像 , 但該類探頭可能單次掃查范圍有限 , 不適合 做一次性大范圍復合形式的掃查采樣 , 如對較大臟 器 (如肝臟 或病變的一次性整體掃描成像則受到限 制 。 對大血管及其血流既可做靜態(tài)三維成像 , 亦可 做動態(tài)三維成像 , 后者必須采用機械驅動掃查方式 , 并使用心電觸發(fā)功能 , 對實質性臟器內血管及血流 一般采用靜態(tài)三維成像 。 血管三維超聲重建時采用 的圖像有兩大類 :(1 組織灰階信息用于大血管組織 結構的三維重建 ; (2 血流的彩色多普勒顯像或多普 勒能量圖信息用于血管內血流的三維重建 。 常規(guī)彩色多普勒血流成像 (CDFI 能區(qū)別血流 方向 、 速度及時相 , 可對

11、較大血管內血流進行動態(tài)三 維重建 。 彩色多普勒能量圖(color Doppler energy , CDE 顯示血流敏感性高, 能顯示細小終末血管的低 速血流 , 并能較好地顯示迂曲血管內血流的連續(xù)性 , 因此 ,CDE 更適用于實質性臟器內小血管的動態(tài)三 維重建 。 使用 CDFI 或 CDE 時應輕度抑制二維灰 階圖像的增益 , 三維重建時更能突出顯示血管及血 流 。 因二維圖像是三維重建的基礎 , 故二維圖像的 好壞關系到三維重建的質量 。所以 , 圖像采集過程 中應注意 :(1 避免呼吸與體位移動造成的影響 ; (2 根據采樣部位大小和體表特征確定掃查采樣方式 ; (3 采集圖像時應

12、去掉無關信息 , 以減少體元素空間 的體元數(shù)目 , 縮短圖像儲存 、 處理和重建的時間 。 21115 動態(tài)三維彩色多普勒成像 能顯示血流動 態(tài) 、 方向 、 速度及形態(tài) , 在觀察心內血流 (包括分流與 反流 的位置 、 時相 、 輪廓 、 范圍 、 周徑 、 行程 、 長度等 方面能發(fā)揮更大的作用 。如對血流束進行垂直切 割 , 可以正確了解缺損 、 瓣口關閉不全及狹窄處血流 束的橫斷面的大小與剖面形態(tài)等 。 這種新的動態(tài)三 維彩色多普勒血流成像技術具有很大發(fā)展?jié)摿σ?旦推廣應用 , 將發(fā)揮更大的效能 。,21116實時動態(tài)三維成像美國 Duck 大學生物 醫(yī)學工程系最近研究成功一種能進行

13、容積測定實時成像 (red 2time volumetric imaging 的二維陣列換能器(two 2dimensional array transducer。其外形與一 般的相控陣探頭相類似 , 但換能器的晶體片呈矩陣 形 (matrix 排列 , 被縱向 、 橫向多線場均勻切割 , 形 成眾多的微型正方形小格 。用于體表探查時 , 微小 的多達 40 40=1600、 60 60=3600 或 80 80= 6400 個晶片 , 探頭發(fā)射聲束時按相控陣方式沿 y 軸 進行方位轉向 , 形成二維圖像 , 后者在沿 z 軸方向扇 形移 動 進 行 立 體 仰 角 轉 向 , 形 成 金 字

14、 塔 數(shù) 據 庫 (pyramid data 2bank。 由于儀器采用特殊的發(fā)射與 接收方法 , 掃描速度提高 60 余倍 , 在一個心動周期 內 , 即可完整地采集某一心臟結構的三維數(shù)據資料 , 從而真正實現(xiàn)動態(tài)三維成像 , 由于成像速度快 , 在未 來的心臟疾患以及動態(tài)臟器 (包括胎心和各個部位 大小血管 檢查中將可能發(fā)揮更大作用 。212 圖像的后處理 三維工作站通過導線與機械 掃查支架或自由掃查系統(tǒng)相連 , 以控制探頭的運動 和 (或 搜集探頭的空間位置信息 。 掃查時獲得二維 圖像通過超聲儀器的輸出接口不斷輸入三維工作 站 , 并儲存在計算機內 , 然后計算機對按照某一規(guī)律?424

15、?(采集的一系列分立的二維圖像進行空間定位 , 并對 相鄰切面之間空隙進行像素插補平滑后 , 形成三維 立體數(shù)據庫 (data volume 。 被插補像素的灰階質為 其相鄰兩像素灰階的均值 , 圖像采集間隔越小 , 則充 填像素點越小 , 圖像失真度越小 。213 三維重建 利用連續(xù)平行切割或任意方向切 割方式對三維數(shù)據庫進行任意的切割和觀察 , 并可 在三維數(shù)字庫內選擇一個參考切面 , 對感興趣結構 進行三維重建和動態(tài)顯示 。 二維超聲成像無法顯示 人體結構的冠狀面 , 而三維超聲成像可對三維數(shù)據 庫進行冠狀面切割 , 從而顯示冠狀面 (C 平面 上的 立體形態(tài) 。 動態(tài)三維血流圖像重建

16、, 即采集的二維 彩色多普勒數(shù)據是以黑白灰階形式接收 , 并在三維 計算機系統(tǒng)內進行格式化 、 數(shù)據化轉換和貯存 。根 據每幅圖像的時間和空間位置 , 計算機抽取心動周 期中同一時相的多個方位上的二維圖像 , 按照其空 間位置進行重組 , 彼此相互連接 、 插補 (conical data 2 bank立體方位像素 (voxel , 建立某一血流束的三 維立體數(shù)據庫 (data volume , 再用總體顯示法 (vol 2 ume renderingdisplay 重建某時相異常血流束的立 體圖像 。 而后計算機將這些不同時像的立體圖像按 心動周期的先后順序連續(xù)放映 , 即形成二維實時動 態(tài)

17、三維血流圖像 。214 三維圖像顯示 三維成像最終目的是獲得一 個清晰的立體圖像 , 而對三維數(shù)據庫的多方位切割 , 以及多切面顯示與分析 (如冠狀 、 矢狀和水平切面同時顯示 , 也是三維超聲成像觀察內容之一 。 早期采 用輪廓顯示 , 包括網絡型成像法和薄殼型成像法 ; 體 元模型三維重建技術出現(xiàn)后即開始采用總體顯示 法 , 又稱為立體顯示法 , 顯示組織結構的所有灰階信 息 。 使用圖像分辨率調節(jié) 、 灰階域值調節(jié)及距離 、 陰 影和紋理處理技術等 , 可提高三維重建圖像的質量 和增強立體感 , 三維成像后使心臟組織具有多層次 、 不同結構三維圖像 , 能以靜態(tài)或動態(tài)的形式按心動 周期的

18、先后順序放映 。21411動態(tài)顯示在三維成像過程中, 通過調節(jié)圖 像顯示的 3 個方位角 ( , , 可從,任意角度和方向 對重建組織結構進行觀察 , 可在設置任何角度范圍 內使三維圖像做動態(tài)顯示 , 這一項功能使組織結構 的空間位置關系得以更清楚地顯示 。21412表面成像表面成像已經較廣泛用于含液結構及被液體環(huán)繞結構的三維成像 , 即可顯示病變 的位置 、 大小 、 形態(tài) 、 數(shù)目 、 表面特征及與內壁之間關 系等 。 由于組織結構與液體灰階反差較大 , 因而三 維成像較清晰 ?？娠@示感興趣結構立體形態(tài) 、 表面 的回聲信息與特征 、 空間位置關系 , 單獨提取和顯示 感興趣結構 , 精確

19、測量容量和體積 。21413透明成像實質性臟器的內部結構為實質性均質性回聲 , 且組織結構間的反差太小, 因此 , 在 三維成像時實質性臟器的內部結構無法顯示, 晚近 透明成像技術的發(fā)展可望解決這一難題。 該技術采 用透明算法實現(xiàn)三維重建, 淡化組織結構的灰階信 息 , 使之呈透明狀態(tài) , 而著重顯示感興趣區(qū)域的結 構 , 同時部分保留周圍組織的灰階信息 , 使重建結構 具有透明感和立體感 , 從而顯示實質性臟器內部結 構的空間位置關系 。透明成像的最小回聲模式 、 最 大回聲模式及 X 線模式 , 可相互組合形成混合模 式 。 透明成像最小回聲模式僅接收聲束方向上最小 回聲信息 , 適合于觀

20、察血管 (肝靜脈 、 門脈等 、 擴張 膽管 、 無回聲或低回聲病灶的立體形態(tài) 。最大回聲 模式僅接收聲束方向最大回聲信息 , 適合于觀察實 質性臟器內強回聲結構 (如肝血管瘤 、 肝癌等 立體 形態(tài) 。 X 線模式接收聲束方向上所有信息總和的幾 何平均值 , 其成像效果類似于 X 線平片的效果 ?；?合模式則有利于觀察病變組織與周圍結構的空間毗 鄰關系 , 如肝內占位性病變內血管樹與周圍血管的空間位置關系 。為診斷和治療提供更加豐富信息 , 在一定程度上彌補了二維超聲的不足 。此外 , 三維成像的病灶還可根據腫瘤滋養(yǎng)血管 的立體結構來判斷腫瘤的大體形態(tài)和位置 ,CDE 有 助于腫瘤供血血管的

21、三維重建 , 亦可通過 CDE 對移 植臟器 (肝移植 、 腎移植 血供狀況進行總體評價 , 判 斷早期排斥反應 。215 三維定量測量 二維超聲成像測量某些結構 體積時 , 須假設該結構的立體形態(tài)接近某規(guī)則的幾 何模型 , 然后利用數(shù)字公式進行計算 。 況且 , 人體結 構的立體形態(tài)通常是復雜而不規(guī)則的 。 三維超聲成 像測量體積時無須對所有掃查結構的立體形態(tài)進行 假設 , 可將組織結構某一感興趣部分從三維數(shù)據庫 中單獨提取分析 , 顯示其三維形態(tài) , 并測量該結構的 容積和體積 。 可用于測量血管內粥樣斑塊或血栓的 體積 , 及異常血管腔的容積等 ?？v觀三維超聲成像 特點 , 各種圖像顯示

22、模式的綜合運用 , 可以有效地取 得以下信息 :(1 可以直觀地觀察感興趣結構和病變 的立體形態(tài) ; (2 能清晰顯示病變內部結構及內容物特征 ; (3 能清晰顯示病變內部的空間位置關系; (4 ?5 2 4?(能清晰反映感興趣結構或病變的表面特征 ; (5 可以 單純提取感興趣結構 , 精確地進行容積的測量 ; (6 能從不同方向觀察感興趣結構 ; (7 能進行常規(guī)檢查 后的后處理分析 ; (8 能模擬手術徑路 , 為外科醫(yī)師 提供更多的術前信息 。三維超聲成像與CT 、 MR 相比 , 三維超聲成像具有獨特的優(yōu)點:(1 采樣時間短 , 病人一次屏氣期間即可完成 , 避免臟器移動導致的誤差;

23、 (2 無須靜 脈注射造影劑可顯示血管結構 , 無電離輻射及創(chuàng)口 ; (3 經濟方便 , 減少了對操作者技術水平的依賴 , 增 強了可重復性 。(編校 :王寧收稿 :2000 11 24多用途醫(yī)用充氣背心的制作與應用山東膠州解放軍 135 醫(yī)院楊永臣何風秀劉蕾劉炳東楊潁莉王艾華宋波目前 , 對軀干等部位的創(chuàng)傷、 術后固定尚無理想的方法 , 如胸外傷合并浮動胸壁固定不確切 , 乳腺癌 根治術后的創(chuàng)面包扎 、壓迫易致皮下及腋窩積液 、 皮 瓣壞死等并發(fā)癥 , 鎖骨骨折固定不方便等 。 為此 , 我 們設計了一種多用途醫(yī)用充氣背心 , 經臨床對乳腺 癌根治術后 76 例和銷骨骨折 23 例的固定效果觀 察 , 證明該背心具有固定效果確切 , 可克服繃帶敷料 包扎的繁瑣 、 束縛感和易松脫等缺點 , 且穿著舒適 、 方便 。1制作111制作要求背心分左右 、 前后片 , 靠子母扣及布帶相系 , 根據體形確定子母扣相系的松緊度, 其胸圍為 87117cm , 軀干高為 4857cm , 肩寬 40cm (附圖 。 氣囊置于雙層布料內 , 呈啞鈴形延伸至腋 窩 , 氣囊壓力除與注氣量多少有關外 , 還可