醫(yī)用超聲新技術(shù)

1、醫(yī)學(xué)超聲儀器原理醫(yī)學(xué)超聲儀器原理醫(yī)用超聲新技術(shù)一、三維超聲成像一、三維超聲成像l三維超聲比二維提供更充分的空間信息，在心肌損傷的定位、胸腹部腫瘤的檢測、懷孕期的評估(持別是早期懷孕畸形的檢測)等方面有重大的價(jià)值。l三維超聲掃查l機(jī)械掃描(如克雷茨公司的) 旋轉(zhuǎn)或擺動l電子掃描(如AI公司的)方陣列三維探頭l三維重建要求二維掃查要獲得協(xié)調(diào)連續(xù)的部位平面，需要建立一些定位指針，以便能在水平或垂直方向上獲得所需部位的切面圖，計(jì)算機(jī)不斷地將各個(gè)切面的位置記錄下來，超聲圖像數(shù)據(jù)既可存入特別設(shè)計(jì)的三維圖像存貯器中，也可以離線方式輸入超聲圖像工作站，然后重建三維圖。l由于肋骨和肺葉的影響，在超聲的心臟成像中

2、，必須讓探頭通過適當(dāng)?shù)摹按翱凇辈杉枞S數(shù)據(jù)。l在取得三維數(shù)據(jù)以后，進(jìn)一步的問題便是三維重建和三維立體顯示，超聲三維影像重建的技術(shù)原理與其他成像儀器的三維影像重建類似，主要是通過計(jì)算機(jī)的數(shù)據(jù)處理來完成三維重建的。l目前已有多種立體重建方法，并且隨著計(jì)算機(jī)軟件的不斷升級和硬件性能的更新與提高，三維影像的重建速度和精度也在不斷改善。1、三維重建技術(shù)、三維重建技術(shù)l計(jì)算機(jī)進(jìn)行三維重建的技術(shù)大致有以下幾種：l1.坐標(biāo)位移法l2.網(wǎng)格法l3. 靜態(tài)三維成像這種方法l4. 動態(tài)三維成像腔內(nèi)探頭l5. 可旋轉(zhuǎn)式透明三維灰階圖像網(wǎng)格法三維圖像重建2、圖形技術(shù)、圖形技術(shù)l取得三維數(shù)據(jù)后進(jìn)一步問題便是三維重建和

3、三維立體顯示。在這些方面，超聲三維成像的技術(shù)原理與一般三維成像并無顯著區(qū)別。其中包括如下一些圖形技術(shù)：l1.插值l2.多平面重投影l(fā)3.偽彩色l4.抗混迭、l5.自適應(yīng)直方圖均衡l6.分割l7.邊界檢測l8.數(shù)字解剖二、組織諧波成像二、組織諧波成像l組織諧波成像（Tissue Harmonic Imaging, THI）又稱頻譜合成成像或頻率轉(zhuǎn)換技術(shù)（FCT）。l人體組織對聲波的反射具有一定的非線性高頻率諧波能量，但相對較弱，普通超聲成像是利用線形能量成像而將非線形成分濾掉。l非線性信號的頻率即諧波頻率為超聲發(fā)射頻率的2、4、8倍，且隨著頻率的升高其能量逐漸減低。l組織諧波成像是利用超寬頻探頭

4、接受這些非線性的高頻諧波信號，將多頻率信號放大、平均處理后再實(shí)時(shí)成像，由于接收頻率的提高，對較深組織的分辨力也有了較大的提高，明顯增強(qiáng)了對細(xì)微病變的顯現(xiàn)力。造影諧波成像l超聲造影劑 (Ultrasound Contrast Agents，UCA)l造影諧波成像(Contrast Harmonic Imaging, CHI)是利用造影劑微泡（直徑110微米）產(chǎn)生的較強(qiáng)的二次諧波信號進(jìn)行成像，故又稱為二次諧波成像（Second Harmonic Imaging, SHI）。l利用回聲(發(fā)射或散射)中的二次諧波所攜帶的人體信息形成的聲像圖稱為超聲諧波成像。不使用UCA的諧波成像稱為自然諧波成像(Na

5、tive Harmonic Imaging)或組織諧波成像(Tissue Harmonic Imaging)。l使用UCA的諧波成像稱為造影諧波成像。l臨床應(yīng)用表明，組織諧波成像，特別適用于顯像困難的病人，那些由于肥胖，肺氣過多，肋間間隙狹窄，腹壁較厚的病人，在超聲診斷中常被稱為顯像困難病人，對這部分患者采用諧波成像，均可顯示圖像，因而改善了診斷能力。l造影諧波成像(CHI)能敏悉地顯示各臟器內(nèi)的細(xì)微血管，有利于鑒別腫瘤血管。諧波Doppler技術(shù)可檢測甚低速血流。三、影像處理技術(shù)三、影像處理技術(shù)l超聲圖像的處理新技術(shù)不斷出現(xiàn)，使圖像的質(zhì)量有了明顯的改善，對圖像的分析水平也有了明顯提高。1、聲

6、學(xué)密度測定、聲學(xué)密度測定l聲學(xué)密度測定（Acoustic Densitometry, AD）是以背向散射積分（Integrated Back Scatter, IBS）為基礎(chǔ)的定量分析方法，主要用于對心肌、腎皮質(zhì)、肝實(shí)質(zhì)等組織的聲反向特性的研究。聲學(xué)密度測定是對小于超聲波長的界面如細(xì)胞、微細(xì)血管、膠原纖維等產(chǎn)生的背向散射信號進(jìn)行提取，計(jì)算出取樣散射區(qū)域的功率譜（即回聲信號強(qiáng)度的平方）的積分。取樣時(shí)在二維圖像上選擇一個(gè)取樣區(qū)，計(jì)算機(jī)自動將取樣區(qū)內(nèi)組織的聲學(xué)密度參數(shù)（AD值）計(jì)算出來，動態(tài)邊疆采集則可獲得一組數(shù)據(jù)并繪制成曲線圖。l目前聲學(xué)密度測定應(yīng)用于心肌病變的報(bào)道較多，由于正常的密度隨心動周期變

7、化，其AD值也呈周期性變化，而疾病狀態(tài)下心肌的AD值發(fā)生相應(yīng)變化，例如急性心肌梗塞的局部AD值明顯升高、慢性心肌梗塞區(qū)AD值也升高，梗塞區(qū)的曲率變化減?。环屎裥孕募〔〉腁D值廣泛降低，擴(kuò)張型心肌病則AD值升高。聲學(xué)密度測定對于一些超聲回聲信號接近、臨床癥狀相似的疾病診斷方面有一定的幫助。但由于受超聲發(fā)射時(shí)一些設(shè)置的影響，AD值也會發(fā)生變化，所以必須對AD值進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化，一般以血液、心包的AD值人微言輕心肌的標(biāo)化值。2、彩色室壁運(yùn)動技術(shù)、彩色室壁運(yùn)動技術(shù)l彩色室壁運(yùn)動技術(shù)（Color Kinesis, CK）是以自動邊緣檢測技術(shù)為基礎(chǔ)，能自動識別和跟蹤顯示新內(nèi)膜的組織血液界面，并根據(jù)同步記錄的心電

8、信號，將心室收縮期與舒張期的內(nèi)膜運(yùn)動進(jìn)行逐幀編碼，以橙色表示收縮期的開始，以后逐幀由不同深淺色彩的橙色黃色綠色淺藍(lán)色進(jìn)行彩階轉(zhuǎn)換，當(dāng)收縮期界面向外移動（即矛盾運(yùn)動）時(shí)以紅色顯示，最后將所有彩色圖像疊加在收縮末期的一幀圖像中。l測量的指標(biāo)有心內(nèi)膜移動的同模、面積百分比、速度等。如有節(jié)段性心肌運(yùn)動異常，上樓指標(biāo)將發(fā)生經(jīng)。不足之處為該技術(shù)受一些因素的影響，如心臟水平與旋轉(zhuǎn)運(yùn)動、操作者的熟練程度、心率過快或過慢等。3、多普勒組織成像、多普勒組織成像l多普勒組織成像(Doppler Tissue Imaging, DTI)是一種檢查心肌運(yùn)動功能的新技術(shù)，它是通過對來自心肌組織的慢速的多普勒頻移信號進(jìn)行彩

9、色編碼，而過濾心腔內(nèi)血流產(chǎn)生的高速、低振幅的信號，經(jīng)相關(guān)處理后以彩色編碼顯示出來，能定量檢測室壁運(yùn)動狀態(tài)。l多普勒組織成像的顯示方式有三種：速度方式；加速度方式；能量方式。多普勒組織成像可由色彩的明暗程度直觀地顯示室壁的運(yùn)動變化，也可對心肌運(yùn)動進(jìn)行定量測定，常用的指標(biāo)有：l1.心肌運(yùn)動速度；2.心肌運(yùn)動的速度階差；3.二尖瓣環(huán)的運(yùn)動速度；4.室壁收縮與舒張時(shí)間間期；5.時(shí)間速度積分；6.心肌運(yùn)動速度曲線的斜率等。l多普勒組織成像主要用于：1.對心室功能的評價(jià)；2.觀察缺血性心臟病心肌局限性運(yùn)動異常；3.觀察心肌病時(shí)心肌廣泛的運(yùn)動異常；4.觀察心臟傳導(dǎo)與起搏異常。4、全景超聲成像彩階、全景超聲成

10、像彩階l全景超聲成像(Panoramic Ultrasound Imaging, PUI)是通過緩慢移動探頭沿圖像頰方向移動并進(jìn)行連續(xù)掃查，由計(jì)算機(jī)將移動過程中的圖像相關(guān)比較分析并自動拼接為一幅超寬視野的完整圖像，圖像凍結(jié)后可回放觀察。l全景超聲成像圖像的視野寬廣，對較小的體表均可良好成像，可對體積較大的器官或腫瘤等進(jìn)行全面觀察并測量，對腹部與淺表器官疾病的診斷有較大的幫助。影響圖像質(zhì)量的因素主要為組織器官的運(yùn)動及較大的曲度等。5、彩階超聲圖像處理技術(shù)、彩階超聲圖像處理技術(shù)l在輝度調(diào)制的黑白超中，最終在顯示器上的結(jié)果是以亮度差異來反映影像結(jié)構(gòu)的，我們把這個(gè)反映影像結(jié)構(gòu)的亮度差異稱作灰階。由于回

11、聲幅度與反射界面兩側(cè)結(jié)構(gòu)的聲阻抗差異有關(guān)，它傳遞組織結(jié)構(gòu)的重要信息。通常振幅信息的動態(tài)范圍達(dá)60dB以上，而一般的顯示器僅有20dB的亮度動態(tài)范圍。為了不使有用的信息丟失，就要采用壓縮技術(shù)（如對數(shù)放大器）將60dB的信號壓縮為20dB，以匹配顯示器的動態(tài)范圍。這種經(jīng)過幅度壓縮處理的回聲圖，稱為灰階（灰度）顯示回聲圖。四、其他超聲成像四、其他超聲成像l盡管超聲成像理論久已成熟，但受限于材料科學(xué)、加工技術(shù)、計(jì)算機(jī)運(yùn)算速度和存儲容量等方面的制約，一些超聲成像的其他方法以及在新領(lǐng)域的開拓上，目前仍在不斷地探索之中。并且在前述的常見診斷設(shè)備之中，也有許多尚待完善之處，諸如影像質(zhì)量的提高、探測目標(biāo)范圍的拓

12、寬、檢測項(xiàng)目和計(jì)算功能的開發(fā)及精度的提高等，以至于世界上眾多著名生產(chǎn)廠商每年都有新機(jī)型推出。1、全數(shù)字型型超聲診斷儀、全數(shù)字型型超聲診斷儀l隨著電子產(chǎn)品的數(shù)字化進(jìn)程的加快，全數(shù)字化超成了近年來型超聲診斷儀的發(fā)展方向。l目前已研制出全數(shù)字計(jì)算機(jī)信號處理的超聲診斷系統(tǒng)，它采用軟件控制，可隨時(shí)加入新的軟件程序以更新整機(jī)功能，并能夠配接不同的探頭系統(tǒng)，如機(jī)械扇掃探頭、線陣探頭、凸陣探頭、相控陣探頭、環(huán)陣探頭、腔體探頭等，可以顯示型、型、脈沖和連續(xù)多普勒信號及兩維彩色多普勒血流圖，實(shí)現(xiàn)多參量、多方位綜合診斷。圖4-22全數(shù)字式超通道部分簡化框圖l在全數(shù)字化超系統(tǒng)中，每個(gè)換能器陣元所對應(yīng)的接收通道都采用一

13、個(gè)高速/D轉(zhuǎn)換器，直接對接收射頻回波信號進(jìn)行采樣和量化，并采用計(jì)算機(jī)控制的高性能的數(shù)字式超聲波束形成及控制系統(tǒng)。l這種系統(tǒng)與工作在射頻下的高采樣率/D變換器及高速數(shù)字信號處理技術(shù)結(jié)合起來，就形成全數(shù)字式超診斷儀的核心。l全數(shù)字式超與常規(guī)模擬超有兩大重要區(qū)別：l第一l在常規(guī)模擬超中，延遲線采用多抽頭的-模擬延遲線，靠電子開關(guān)控制，所以電路龐大，造價(jià)高，還會引起插入損耗、阻抗失配及開關(guān)瞬態(tài)造成的假象，且硬件系統(tǒng)不易調(diào)整延遲時(shí)間；l而在全數(shù)字超中，采用全數(shù)字延遲線，延遲時(shí)間可用軟件編程，在換用不同探頭時(shí)，能自動配合或手動調(diào)整延遲時(shí)間至最佳。l第二l是常規(guī)模擬超在檢波后才進(jìn)行采樣，采樣率低。l而在數(shù)字

14、化超中，為提高影像質(zhì)量、降低模擬失真而直接對射頻進(jìn)行采樣。2、非線性參量、非線性參量B/A斷層顯像法斷層顯像法l超聲波的傳播本質(zhì)上是非線形的l非線性參量B/A為一物理常數(shù)，是代表聲傳播非線性將就的一個(gè)基本參量，它反映的是聲傳播介質(zhì)（人體組織）的物理特性（聲衰減等）。l實(shí)驗(yàn)研究結(jié)果顯示，B/A成像可清晰地將魚的皮卵、脊骨心臟周圍組織區(qū)分開來。目前B/A成像儀尚未應(yīng)用于臨床。3、B型超聲斷層成像型超聲斷層成像l超聲探頭發(fā)出超聲波后，超聲波在人體內(nèi)傳播時(shí)，人體組織產(chǎn)生的背向信號在到達(dá)探頭之前會出現(xiàn)非均勻性衰減、聲束的強(qiáng)度與寬度的變化、組織界面的鏡面反向等l獲得這些聲速的變化或者聲衰減的數(shù)據(jù)并以此為參

15、量，用計(jì)算機(jī)再建出超聲透射影像，這種成像技術(shù)即為超聲計(jì)算機(jī)斷層成像（US-CT）。lB型超聲斷層成像反映的是組織性質(zhì)和狀態(tài)信息，例如可對組織散射系數(shù)進(jìn)行測定。有研究結(jié)果顯示，對活體正常肝臟、肝硬化心臟肝轉(zhuǎn)移性腺癌的北向散射系數(shù)檢測與實(shí)際值十分接近。l計(jì)算機(jī)斷層成像理論和技術(shù)是建立在射線在被掃描物體中沿原來的射線方向傳輸?shù)那疤嵘?，對X線或射線是沒有問題的，然而當(dāng)超聲穿出組織時(shí)引起的折射和衍射會使超聲波束偏離原來的指向，因此得到的衰減剖面影像可能不是沿著原來聲速方向上的組織成分的真實(shí)數(shù)據(jù)顯示，從而造成一定程度上的誤差。這些方面的改善還有待于今后對非幾何光學(xué)的影像重建理論研究，以及更佳工作參量的選取

16、等方面的不斷探索。這正是US-CT早在1974年問世并用于臨床診斷但迄今未能廣泛普及的主要原因。4、超聲顯微鏡、超聲顯微鏡l20世紀(jì)50年代，超聲顯微鏡（Ultrasonic Microscope）的名稱和原理即被提出l70年代中期已有2種形式的超聲顯微鏡被研制出來，l一種為機(jī)械掃描式超聲顯微鏡（Scanning Acoustic Microscope, SAM）l一種為激光掃描式超聲顯微鏡（Scanning Laser Acoustic Microscope, SLAM）。l這是繼光學(xué)顯微鏡（LM）和電子顯微鏡（EM）之后的又一類生物醫(yī)學(xué)細(xì)微結(jié)構(gòu)分析研究的有力工具。l由于波的衍射作用，顯微鏡的分辨力大小主要決定于探測波的波長，波長越短，分辨力越高。l當(dāng)聲波的頻率相當(dāng)高時(shí)，聲波波長可以小到與光波波長相比擬，甚至可以比可見光的波長短得多。l超聲顯微鏡是以水作為顯微鏡的聲耦合媒質(zhì)的，當(dāng)聲波的頻率被提高到3109Hz時(shí)，由于水中的聲速不變，