三維超聲成像技術的基本原理及操作步驟(精)

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（dy namic three 2dime nsio nal imagi ng ,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三維形態(tài)并不完全

2、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(nèi)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

3、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定模型的復雜程度。目前,國內(nèi)外大多數(shù)使用 Tom Tec Eeno view computer-work station 來進行 體元模型三維

4、成像。2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(jīng)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(jù)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(jīng)食管、經(jīng)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,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（Parallel scanning 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(jīng)食管或血管內(nèi)的超聲三維重建所采用的逐步后拉

5、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(jù)庫（Pyramid data -bank ,而后插補三維像素（voxel ,再根據(jù)需 要任意切割，顯示所欲觀察的三維圖像。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(nèi),操作比較方便。（3 旋轉掃描法（rotat 2 ing scanning :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

6、圍繞軸線360 范圍內(nèi)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(jīng)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位、數(shù)據(jù)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、？3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 2ha nd scan 2 ning 以下簡

7、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(nèi)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（a,B, 丫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(jù)需要設置掃查時和調(diào)整范圍并無死角，適用

8、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，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(jù)。21114三維電子相控陣方法目前，已開發(fā)出 128 沐 28 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

9、方法使用方便,不 用移動探頭即可獲得三維數(shù)據(jù)，并能即刻或實 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(nèi)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(nèi)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，可對較大血管內(nèi)血流進行

10、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(nèi)血流的連續(xù)性，因此,CDE 更適用于實質性臟器內(nèi)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(jù)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

11、、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(nèi)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?一旦推廣應用，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 一種能進行容積測定實時 成像（red 2time volumetric imaging 的二維陣列換能 器 （two 2dimensiona

12、l arraytransducer。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 0=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，形成金字塔數(shù)據(jù)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(nèi)，即可完整地采集某一心臟結構的三維數(shù)據(jù)資料，從而真正 實現(xiàn)動態(tài)三維成像，由

13、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(nèi)，然后計算機對按照某一規(guī)律424?（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(jù)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

14、向切割方式對三維數(shù)據(jù)庫進行任意的切割和觀察，并可在三維數(shù)字庫內(nèi)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(jù)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，即采集的二維彩色多普勒數(shù)據(jù)是以黑白灰階形式接收，并在三 維計算機系統(tǒng)內(nèi)進行格式化、數(shù)據(jù)化轉換和貯存。根據(jù)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(jù)

15、庫（data volume ,再用總體顯示法（vol 2 umerenderingdisplay 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)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(jù)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(nèi)容之一。早期采用輪廓顯示，包括網(wǎng)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(diào)節(jié)、灰階域值 調(diào)節(jié)及距離、陰影和

16、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 按心動周期的先后順序放映。21411動態(tài)顯示在三維成像過程中，通過調(diào)節(jié)圖 像顯示的 3 個方位角（a,B,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(nèi)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(jīng)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(nèi)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

17、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，精確測量容量和體積。21413 透明成像實質性臟器的內(nèi)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(nèi)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(nèi) 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

18、信 息，適合于觀察血管（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(nèi) 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。混合模式則有利于觀 察病變組織與周圍結構的空間毗 鄰關系，如肝內(nèi)占位性病變內(nèi)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(jù)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三維重建,亦可通過 CDE 對移 植臟

19、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(jù)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?？捎糜跍y量血管內(nèi)粥樣斑 塊或血栓的體積，及異常血管腔的容積等。縱觀三維超聲成像特點，各種圖像顯 示模式的綜合運用，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

20、內(nèi)部結構及內(nèi)容物 特征；（3能清晰顯示病變內(nèi) 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；（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(jīng)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

21、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(jīng)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(jù)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(nèi) 呈啞鈴形延伸至腋窩，氣囊壓力除與注氣量多少有關外