三维超声成像技术的基本原理及操作步骤 230031安徽合肥解放军 105医院罗福成
1基本原理
三维超声成像分为静态三维成像 (static three 2 dimensional imaging 和动态三维成像 (dynamic three 2dimensional imaging , 动态三维成像由于参考时间因素 (心动周期 , 用整体显像法重建感兴趣区域准实时活动的三维图像 , 则又称之为四维超声心动图。静态与动态三维超声成像重建的原理基本相同。
111立体几何构成法该法将人体脏器假设为多个不同形态的几何体组合 , 需要大量的几何原型 , 因而对于描述人体复杂结构的三维形态并不完全适合 , 现已很少应用。
112表面轮廓提取法是将三维超声空间中一系列坐标点相互连接 , 形成若干简单直线来描述脏器的轮廓的方法 , 曾用于心脏表面的三维重建。该技术所需计算机内存少 , 运动速度较快。缺点是 :(1 需人工对脏器的组织结构勾边 , 既费时又受操作者主观因素的影响 ; (2 只能重建比较大的心脏结构 (如左、右心腔 , 不能对心瓣膜和腱索等细小结构进行三维重建 ; (3 不具灰阶特征 , 难以显示解剖细
节 , 故未被临床采用。
113体元模型法 (votel mode 是目前最为理想的动态三维超声成像技术 , 可对结构的所有组织信息进行重建。在体元模型法中 , 三维物体被划分成依次排列的小立方体 , 一个小立方体就是一个体元。任一体元 (v 可用中心坐标 (x ,y ,z 确定 , 这里 x ,y , z 分别被假定为区间中的整数。二维图像中最小单元为像素 , 三维图像中则为体素或体元 , 体元素可以认为是像素在三维空间的延伸。与平面概念不同 , 体元素空间模型表示的是容积概念 , 与每个体元相对应的数 V (v 叫做“ 体元值” 或“ 体元容积” , 一定数目的体元按相应的空间位置排列即可构成三维立体图像。描述一个复杂的人体结构所需体元数目很大 , 而体元数目的多少 (即体元素
空间分辨率决定模型的复杂程度。目前 , 国内外大多数使用 Tom Tec Eeno view computer -work station 来进行体元模型三维成像。
此外 , 随着高档超声仪器软件的不断开发 , 静态三维成像不经过工作站可直接启动设备软件包三维重建或三维电影回放来完成。
2操作步骤
任何三维成像的研究均需通过原始图像采集、图像数据后处理、三维图像重建、三维图像显示和定量测量。扫描途径包括经食管、经胸和剑突下及腹壁等 , 每种方法各有利弊。
211图像的采集
21111机械驱动扫查将探头固定在机械装置上 , 由计算机控制电动马达 , 带动探头做某种拟定形式的运动 , 常见的形式有三种 :(1 平行扫查法 (Parallel scanning :即探头沿直线做均匀连续的平行位移 , 获得一系列相互平行等距的二维切面图像。经食管或血管内的超声三维重建所采用的逐步后拉式采样亦属平行扫查。此方法图像易失真 , 目前已基本废弃。 (2 扇形扫描法 (fan -like scanning :扫描平面的近场基本固定 , 远场沿 z 轴方向扇形移动 , 将采集的二维图像做数字存储 , 建立金字塔形数据库 (Pyramid data -bank , 而后插补三维像素 (voxel , 再根据需要任意切割 , 显示所欲观察的三维图像。此发现主要用于检查静态脏器 , 有的厂家将换能器封闭于特制的盒套内 , 操作比较方便。 (3 旋转扫描法 (rotat 2 ing scanning :目前被广泛接受 , 能较理想地进行三维成像采集。以二维切面图像中声束方向的中心平分线为轴 , 使探头做 180°旋转 , 获得围绕轴线 360°范围内一系列相互均匀成角 , 且中心平分线相互重叠的二维切面图像 , 适用于心脏、前列腺、膀胱等。经食管的多平面探头或环形相控阵探头三维成像采样过程亦属此类。
由于机械驱动扫查中 , 探头具有规定的逻辑运动轨迹 , 因此 , 计算机对所获得的每一图像进行空间定位、数据处理及三维成像时速度快 , 图像重建准确可靠。缺点是采样过程繁琐、机械驱动支架体积大且沉重、与各类探头不易配接、扫查时有机械噪音、? 3
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扫查方式固定、取样角度不易确定、扫查范围和时间受限。因而三维超声成像的推广迫切急需方便、灵活的采集方法。
21112磁场空间定位自由臂扫查 (free 2hand scan 2 ning , 以下简称自由扫查
自由扫查技术主要依靠一套探头空间定位系统 , 由电磁场发生器、空间位置感测器 (或接收器和微处理器三部分组成。由微处理器控制的电磁场发生器向空间发射电磁场 , 空间位置感测器被固定在探头上 , 操作者如同常规超声检查一样 , 手持带有空间位置感测器的探头进行随意扫查时 , 计算机即可感知探头在三维空间内的运动轨迹 , 从而确定所获得的每帧二维图像的空间坐标 (x ,y ,z 及图像方位(α, β, γ , 带有空间坐标信息和方位信息 6个自由度参数的数字化图像被储存在计算机中 ,
即可对所扫查结构进行三维重建。实践证明 , 使用自由扫查技术时 , 可在任何方向上随意移动探头 , 根据需要设置扫查时和调整范围并无死角 , 适用于做一次性较大范围复合扫查 , 如对肝脏一次性整体成像。该系统可与任何探头方便配接 , 体积小 , 重量轻 , 扫查方式灵活 , 操作方便 , 且重建准确可靠 , 因而成为近年三维超声成像研究的热点。此方法仅用于静态三维重建 , 用彩色多普勒能量图进行三维重建时 , 如有余辉滞留 , 应关闭余辉功能 , 以免血管结构三维图像变形 , 如无法关闭余
辉功能 , 应平稳缓慢扫查取样。
21113“ 一体化探头” 方案将超声探头和摆动机构封装在一起 , 操作者只要将此一体化探头指向所需探测部位 , 系统就能自动采集三维数据。
21114三维电子相控阵方法目前 , 已开发出 128×128阵元的超声模块及
相应的电子学系统 , 并成功获得了实时三维超声图像。后二种方法使用方便 , 不
用移动探头即可获得三维数据 , 并能即刻或实时显像 , 但该类探头可能单次扫查范围有限 , 不适合做一次性大范围复合形式的扫查采样 , 如对较大脏器 (如肝脏或病
变的一次性整体扫描成像则受到限制。对大血管及其血流既可做静态三维成像 , 亦可做动态三维成像 , 后者必须采用机械驱动扫查方式 , 并使用心电触发功能 , 对实质性脏器内血管及血流一般采用静态三维成像。血管三维超声重建时采用的图像有两大类 :(1 组织灰阶信息用于大血管组织结构的三维重建 ; (2 血流的彩色多普勒显像或多普勒能量图信息用于血管内血流的三维重建。常规彩色多普勒血流成像 (CDFI 能区别血流方向、速度及时相 , 可对较大血管内血流进行动态三维重建。彩色多普勒能量图 (color Doppler energy , CDE 显示血流敏感性高 , 能显示细小终末血管的低速血流 , 并能较好地显示迂曲血管内血流的连续性 , 因此 ,CDE 更适用于实质性脏器内小血管的动态三维重建。使用 CDFI 或 CDE 时应轻度抑制
二维灰阶图像的增益 , 三维重建时更能突出显示血管及血流。因二维图像是三维重建的基础 , 故二维图像的好坏关系到三维重建的质量。所以 , 图像采集过程中
应注意 :(1 避免呼吸与体位移动造成的影响 ; (2 根据采样部位大小和体表特征确定扫查采样方式 ; (3 采集图像时应去掉无关信息 , 以减少体元素空间的体元数目 , 缩短图像储存、处理和重建的时间。 21115动态三维彩色多普勒成像能显示
血流动态、方向、速度及形态 , 在观察心内血流 (包括分流与反流的位置、时相、轮廓、范围、周径、行程、长度等方面能发挥更大的作用。如对血流束进行垂直切割 , 可以正确了解缺损、瓣口关闭不全及狭窄处血流束的横断面的大小与剖面形态等。这种新的动态三维彩色多普勒血流成像技术具有很大发展潜力 , 一旦推广应用 , 将发挥更大的效能。
21116实时动态三维成像美国 Duck 大学生物医学工程系最近研究成功
一种能进行容积测定实时成像 (red 2time volumetric imaging 的二维阵列换能器(two 2dimensional array transducer 。其外形与一般的相控阵探头相类似 , 但换能器的晶体片呈矩阵形 (matrix 排列 , 被纵向、横向多线场均匀切割 , 形成众多的微型正方形小格。用于体表探查时 , 微小的多达 40×40=1600、 60×60=3600或 80×80= 6400个晶片 , 探头发射声束时按相控阵方式沿 y 轴进行方位转向 , 形成二维图像 , 后者在沿 z 轴方向扇形移动进行立体仰角转向 , 形成金字塔数据库(pyramid data 2bank 。由于仪器采用特殊的发射与接收方法 , 扫描速度提高 60余
倍 , 在一个心动周期内 , 即可完整地采集某一心脏结构的三维数据资料 , 从而真正
实现动态三维成像 , 由于成像速度快 , 在未来的心脏疾患以及动态脏器 (包括胎心和各个部位大小血管检查中将可能发挥更大作用。
212图像的后处理三维工作站通过导线与机械扫查支架或自由扫查系统相连 , 以控制探头的运动和 (或搜集探头的空间位置信息。扫查时获得二维图像通过超声仪器的输出接口不断输入三维工作站 , 并储存在计算机内 , 然后计算机对按照某一规律
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采集的一系列分立的二维图像进行空间定位 , 并对相邻切面之间空隙进行像素插补平滑后 , 形成三维立体数据库 (data volume 。被插补像素的灰阶质为其相邻两像素灰阶的均值 , 图像采集间隔越小 , 则充填像素点越小 , 图像失真度越小。
213三维重建利用连续平行切割或任意方向切割方式对三维数据库进行任意的切割和观察 , 并可在三维数字库内选择一个参考切面 , 对感兴趣结构进行三维重建和动态显示。二维超声成像无法显示人体结构的冠状面 , 而三维超声成像可对三维数据库进行冠状面切割 , 从而显示冠状面 (C 平面上的立体形态。动态三维血流图像重建 , 即采集的二维彩色多普勒数据是以黑白灰阶形式接收 , 并在三维计算机系统内进行格式化、数据化转换和贮存。根据每幅图像的时间和空间位置 , 计算机抽取心动周期中同一时相的多个方位上的二维图像 , 按照其空间位置进行重组 , 彼此相互连接、插补 (conical data 2 bank 立体方位像素 (voxel , 建立某一血流束的三维立体数据库 (data volume , 再用总体显示法 (vol 2 ume rendering
display 重建某时相异常血流束的立体图像。而后计算机将这些不同时像的立体图像按心动周期的先后顺序连续放映 , 即形成二维实时动态三维血流图像。
214三维图像显示三维成像最终目的是获得一个清晰的立体图像 , 而对
三维数据库的多方位切割 , 以及多切面显示与分析 (如冠状、矢状和水平切面同
时显示 , 也是三维超声成像观察内容之一。早期采用轮廓显示 , 包括网络型成像
法和薄壳型成像法 ; 体元模型三维重建技术出现后即开始采用总体显示法 , 又称
为立体显示法 , 显示组织结构的所有灰阶信息。使用图像分辨率调节、灰阶域值调节及距离、阴影和纹理处理技术等 , 可提高三维重建图像的质量和增强立体感 , 三维成像后使心脏组织具有多层次、不同结构三维图像 , 能以静态或动态的形式
按心动周期的先后顺序放映。
21411动态显示在三维成像过程中 , 通过调节图像显示的 3个方位角(α, β, γ , 可从任意角度和方向对重建组织结构进行观察 , 可在设置任何角度范围内使三维图像做动态显示 , 这一项功能使组织结构的空间位置关系得以更清楚地显
示。
21412表面成像表面成像已经较广泛用于含液结构及被液体环绕结构的三维成像 , 即可显示病变的位置、大小、形态、数目、表面特征及与内壁之间关系等。由于组织结构与液体灰阶反差较大 , 因而三维成像较清晰。可显示感兴趣结构立体形态、表面的回声信息与特征、空间位置关系 , 单独提取和显示感
兴趣结构 , 精确测量容量和体积。
21413透明成像实质性脏器的内部结构为实质性均质性回声 , 且组织结
构间的反差太小 , 因此 , 在三维成像时实质性脏器的内部结构无法显示 , 晚近透明成像技术的发展可望解决这一难题。该技术采用透明算法实现三维重建 , 淡化组织结构的灰阶信息 , 使之呈透明状态 , 而着重显示感兴趣区域的结构 , 同时部分保留周围组织的灰阶信息 , 使重建结构具有透明感和立体感 , 从而显示实质性脏器内部结构的空间位置关系。透明成像的最小回声模式、最大回声模式及 X 线模式 , 可相互组合形成混合模式。透明成像最小回声模式仅接收声束方向上最小回声信
息 , 适合于观察血管 (肝静脉、门脉等、扩张胆管、无回声或低回声病灶的立体形态。最大回声模式仅接收声束方向最大回声信息 , 适合于观察实质性脏器内强回声结构 (如肝血管瘤、肝癌等立体形态。 X 线模式接收声束方向上所有信息总和的几何平均值 , 其成像效果类似于 X 线平片的效果。混合模式则有利于观察病变组织与周围结构的空间毗邻关系 , 如肝内占位性病变内血管树与周围血管的空间位置关系。为诊断和治疗提供更加丰富信息 , 在一定程度上弥补了二维超声的不足。
此外 , 三维成像的病灶还可根据肿瘤滋养血管的立体结构来判断肿瘤的大体形态和位置 ,CDE 有助于肿瘤供血血管的三维重建 , 亦可通过 CDE 对移植脏器 (肝移植、肾移植血供状况进行总体评价 , 判断早期排斥反应。
215三维定量测量二维超声成像测量某些结构体积时 , 须假设该结构的立体形态接近某规则的几何模型 , 然后利用数字公式进行计算。况且 , 人体结构的立体形态通常是复杂而不规则的。三维超声成像测量体积时无须对所有扫查结构的立体形态进行假设 , 可将组织结构某一感兴趣部分从三维数据库中单独提取分析 , 显示其三维形态 , 并测量该结构的容积和体积。可用于测量血管内粥样斑块或血栓的体积 , 及异常血管腔的容积等。纵观三维超声成像特点 , 各种图像显示模式的综合运用 , 可以有效地取得以下信息 :(1 可以直观地观察感兴趣结构和病变的立体形态 ; (2 能清晰显示病变内部结构及内容物特征 ; (3 能清晰显示病变内部的空间位置关系 ; (4 ? 5 2 4
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能清晰反映感兴趣结构或病变的表面特征 ; (5 可以单纯提取感兴趣结构 , 精确地进行容积的测量 ; (6 能从不同方向观察感兴趣结构 ; (7 能进行常规检查后的后处理分析 ; (8 能模拟手术径路 , 为外科医师提供更多的术前信息。
三维超声成像与 CT 、 MR 相比 , 三维超声成像
具有独特的优点 :(1 采样时间短 , 病人一次屏气期
间即可完成 , 避免脏器移动导致的误差 ; (2 无须静脉注射造影剂可显示血管结构 , 无电离辐射及创口 ; (3 经济方便 , 减少了对操作者技术水平的依赖 , 增强了可
重复性。
(编校 :王宁收稿 :2000— 11— 24
多用途医用充气背心的制作与应用
山东胶州解放军 135医院
杨永臣何风秀刘蕾刘炳东
杨颍莉王艾华宋波
目前 , 对躯干等部位的创伤、术后固定尚无理想
的方法 , 如胸外伤合并浮动胸壁固定不确切 , 乳腺癌根治术后的创面包扎、
压迫易致皮下及腋窝积液、皮瓣坏死等并发症 , 锁骨骨折固定不方便等。为此 , 我们设计了一种多用途医用充气背心 , 经临床对乳腺癌根治术后 76例和销骨骨折23例的固定效果观察 , 证明该背心具有固定效果确切 , 可克服绷带敷料包扎的繁琐、束缚感和易松脱等缺点 , 且穿着舒适、方便。
1制作
111制作要求背心分左右、前后片 , 靠子母扣及
布带相系 , 根据体形确定子母扣相系的松紧度 , 其胸
围为 87~117cm , 躯干高为 48~57cm , 肩宽 40cm (附图。气囊置于双层布料内 , 呈哑铃形延伸至腋窝 , 气囊压力除与注气量多少有关外 , 还可利用背心的子母扣及系带调节松紧度。由于气体在气囊内分布均匀 , 并行软性压迫 , 对局部压力较适
宜 , 不影响血液循环。经测定气囊平面承受压力为 130kg , 气体最大容量为 4L
。
附图多用途医用充气背心
112制作材料薄层布料、子母扣、塑料气囊、注气
筒。
2应用
211用途及使用方法
21111用于手术创面压迫手术切口覆盖无菌纱
布后 , 给患者穿好背心 , 将气囊注入适量气体后 , 将左右的子母扣及布带依据体形拉紧相系 , 拉力以病人呼吸不受限为宜。
21112替代胸、腹带可将背心折叠作为胸、腹带
使用。如系胸外伤合并浮动胸壁者 , 可将气囊注入气体压于浮动处 , 以限制
胸壁浮动 , 利于气体交换 , 为伤员抢救和后送创造了条件。 21113替代锁骨固定带如作为锁骨固定带 , 折叠后按锁骨带固定法 , 将一端布带穿入扣鼻中 , 再与
另一端布带拉紧相系即可。 21114替代救生衣遇有水灾等意外情况时 , 可将背心两侧及后背气囊注足气体 , 系好扣及布带 , 以代替救生衣。
212临床应用用于乳腺癌改良根治术后 76例的
充气加压固定。其中 ,35~45岁 21例 ,46~65岁 47例 ,66岁以上 8例 ; 均为女性。一般穿着 3~5d 。仅 3例切口出现少量皮缘坏死 , 其余均一期愈合 , 有效避免了皮下及腋窝积液、皮瓣坏死等并发症。锁骨骨折 23例实施固定后经 X 线证实 , 固定效果满意 , 且比用绷带固定简单、方便 , 节省时间。
3讨论
长期以来 , 胸、腹部创伤清创、手术后固定或加压固定 , 一直采用绷带或腹带等固定 , 常因松脱或包扎过紧影响固定效果 , 甚至出现严重并发症。为此 , 我们利用气囊充气加压均匀、充分和可定量加压的
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本技术新型公开了一种三维超声成像装置，包括：图像采集模块、信号和影像处理模块、处理主机、控制装置和显示设备。所述图像采集模块用于对扫查区域进行扫查，采集超声波数据；所述信号和影像处理模块用于对接收到的超声波数据进行处理，发送到处理主机；所述控制装置用于控制图像采集模块进行扫查和运动；所述处理主机用于生成三维影像，输出图像至显示设备，发送控制指令至控制装置和图像采集模块。采用三维超声成像装置实时扫查，精度高，稳定性好；使用实时三维超声，可对疑似病灶空间分布扫查，利用扫查数据建立器官及疑似病灶的三维图像，并通过显示设备显示，降低医生手术操作的出错率，提高初次手术的成功率，减轻医生的手术疲劳度。 技术要求 1.一种三维超声成像装置，其特征在于，包括：图像采集模块、信号和影像处理模块、处理主机、控制装置和显示设备；所述处理主机通过信号和影像处理模块与图像采集模块 相连接，所述显示设备与处理主机相连接，所述控制装置分别与图像采集模块以及处理 主机相连接； 所述图像采集模块用于对扫查区域进行扫查，采集超声波数据，将所述超声波数据传输 至信号和影像处理模块； 所述信号和影像处理模块用于对接收到的超声波数据进行处理，发送到处理主机；
所述控制装置用于控制图像采集模块进行扫查和运动； 所述处理主机用于生成超声波图像和/或三维图像，向显示设备输出所述超声波图像和/或三维图像，发送控制指令至控制装置和图像采集模块； 所述显示设备用于显示超声波图像和三维图像。 2.如权利要求1所述的一种三维超声成像装置，其特征在于，所述图像采集模块包括第一超声探头、第二超声探头、第一位置传感器、第二位置传感器和超声支架； 所述第一超声探头和第一位置传感器相连接，所述第二超声探头和第二位置传感器相连接，所述第一超声探头和第二超声探头分别安装在超声支架上。 3.如权利要求2所述的一种三维超声成像装置，其特征在于，所述超声支架包括第一扫查通道杆和第二扫查通道杆，所述第一超声探头安装在第一扫查通道杆上，可沿第一扫查通道杆运动，以对扫查区域进行扫查，所述第二超声探头安装在第二扫查通道杆上，可沿第二扫查通道杆运动，以对扫查区域进行扫查，第一扫查通道杆和第二扫查通道杆之间的夹角角度可以调整。 4.如权利要求2所述的一种三维超声成像装置，其特征在于，所述超声支架的形状包括但不限于：平直支架和弧形支架。 5.如权利要求1所述的一种三维超声成像装置，其特征在于，所述信号和影像处理模块包括前置放大器，A/D转换器，时间增益补偿电路，动态滤波电路，D/A转换器。 6.如权利要求1所述的一种三维超声成像装置，其特征在于，所述显示设备包括多显示器屏结构。 7.如权利要求1所述的一种三维超声成像装置，其特征在于，所述控制装置包括但不限于高精密微型电机、电路板和线缆。 8.如权利要求1所述的一种三维超声成像装置，其特征在于，所述处理主机包括电脑主机和输入设备。
江西中医学院计算机学院08生物医学工程2班黄月丹学号2 超声诊断仪原理及其基本结构 超声成像检查技术是指运用超声波的物理特性，通过高科技电子工程技术对超声波发射、接收、转换及电子计算机的快速分析处理和显像，从而对人体软组织的物理特性、形态结构与功能状态作出判断的一种非创性检查技术。 超声诊断技术的发展历程 20世纪50年代建立，70年代广泛发展应用的超声诊断技术，总的发展趋势是从静态向动态图像(快速成像)发展，从黑白向彩色图像过渡，从二维图像向三维图像迈进，从反射法向透射法探索，以求得到专一性、特异性的超声信号，达到定量化、特异性诊断的目的。80年代介入性超声逐渐普及，体腔探头和术中探头的应用扩大了诊断范围，也提高了诊断水平，90年代的血管内超声、三维成像、新型声学造影剂的应用使超声诊断又上了一个新台阶。 二．超声诊断仪的种类 (一) A型这是一种幅度调制超声诊断仪，把接收到的回声以波的振幅显示，振幅的高低代表回声的强弱，以波型形式出现，称为回声图，现已被B型超声取代，仅在眼科生物测量方面尚在应用，其优点是测量距离的精度高。(二) B型这是辉度调制型超声诊断仪，把接收到的回声，以光点显示，光点的灰度等级代表回声的强弱。通过扫
描电路，最后显示为断层图像，称为声像图。B型超声诊断仪由于探头和扫描电路的不同，显示的声像图有矩形、梯形和扇形。矩形声像图和梯形声像图用线阵探头实现，适用于浅表器官的诊断；扇形声像图用的探头有多种，机械扇扫探头、相控阵探头和凸阵探头均显示扇形声像图。前二种探头可由小的声窗窥见较宽的深部视野，适用于心脏诊断；后一种探头浅表与深部显示均宽广，适用于腹部诊断，有一种曲率半径小的凸阵探头，也可用小的声窗，窥见深部较宽的视野。 (三) M型 M型超声诊断仪是B型的一种变化，介于A型和B型之间，得到的是一维信息。在辉度调制的基础上，加上一个慢扫描电路，使辉度调制的一维回声信号，得到时间上的展开，形成曲线。用以观察心脏瓣膜活动等，现在M型超声已成为B型超声诊断仪中的一个功能部分不作为单独的仪器出售。(四) D型在二维图像上某点取样，获得多普勒频谱加以分析，获得血流动力学的信息，对心血管的诊断极为有用，所用探头与B型合用，只有连续波多普勒，需要用专用的探头。超声诊断仪兼有B型功能和D型功能者称双功超声诊断仪。(五) 彩色多普勒超声诊断仪具有彩色血流图功能，并覆盖在二维声像图上，可显示脏器和器官内血管的分布、走向，并借此能方便地采样，获得多普勒频谱，测得血流的多项重要的血流动力学参数，供诊断之用。彩色多普勒超声诊断仪一般均兼有B型、M型、D型和彩色血流图功能。(六) 三维超声诊断仪三维超声是建立在二维基础上，在彩色多普勒超声诊断仪的基础上，配上数据采集装置，再加上三维重建软件，该仪器即有三维显示功能。(七) C型C型超声仪也是辉度调制型的一种，与B型不同的是其显示层面与探测面呈同等深度。超声诊断仪基本原理
三维超声图像的获取方法研究 发表时间：2013-01-17T10:59:13.343Z 来源：《医药前沿》2012年第26期供稿作者：陆屹 [导读] 近年来三维超声图像获取的途径集中在以下四种方法：机械扫描、自由臂扫查法、三维探头法、三维电子相控阵方法。 陆屹（无锡市第八人民医院江苏无锡 214000） 【摘要】近年来三维超声图像获取的途径集中在以下四种方法：机械扫描、自由臂扫查法、三维探头法、三维电子相控阵方法。其中，前两种方法是由传统二维超声改进而形成的。 【关键词】三维超声成像虚拟仪器图像处理 【中图分类号】R445.1 【文献标识码】A 【文章编号】2095-1752（2012）26-0115-01 1、机械驱动扫查将探头固定在机械装置上由计算机控制电动马达带动探头做某种拟定形式的运动，常见的形式有三种，如图1所示： 图1机械驱动扫查方法 （a）线性扫查法；（b）扇形扫查法；（c）旋转扫查法 ①线性扫查法（Linear scanning）即探头装在一机械支架的平移机构上，通过电机带动其沿平行于病人皮肤表面并与图像垂直的直线轨迹移动，获得一系列该器官相互平行等间距的二维切平面图像。已进入商品化的三维超声成像系统如Kretz公司的COMBISON 530即采用此种扫描方式。该产品在一个特制的3D探头内安装有机械扇扫装置，可在两个垂直的方向上做扫描。工作时超声换能器沿x，y两个方向做均匀扫描，各采集一系列二维图像。而后根据两个主向的图像重组三维数据。该系统所得到的三维图像分率较低。线性扫描的方法在母体胎儿三维超声成像系统和经食道后拉式超声CT系统中得到了较为成功的应用。 ②扇形扫查法（Fan scanning）探头固定于某一位置，由机械驱动呈扇形运动获取图像，其扫查间隔角度可调。扫描平面的近场基本固定，远场作扇形移动，将采集的二维图像作数字存储，建立金字塔形数据库（Pyram data bank），再根据需要任意切割，显示所欲观察的三维图像。这种扫描方式会产生近端过采样和远端欠采样现象，可以通过插补三维像素（voxel）或减少摆动角度间隔来弥补。此方法主要用于检查静态脏器，有的生产厂家将换能器封闭于特点的盒套内，操作比较方便。 ③旋转扫查法（Rotation scanning）目前被广泛接受，能较理想地进行三维成像采集。将探头固定于某一透声窗，以切平面图像中声束方向的中心平分线为轴，使探头作180°旋转，获得围绕轴线360°范围内一系列旋转角间隔相等，且中心平分线互相重叠的二维切面图像，适用于心脏、前列腺、膀胱等。由于机械驱动扫查中，探头具有规定的逻辑运动轨迹。因此，计算机对所获得的每一图像进行空间定位、数据处理及三维成像时速度快，图像重建准确可靠。缺点是采样过程繁琐、机械驱动支架体积大且沉重、与各类探头不易配接、扫查时有机械噪音、扫查方式固定、取样角度不易确定、扫查范围和时间受限制等。 2、自由臂扫查法（Free hand scanning）虽然机械定位系统具有较高的定位精度和重建速度，但是一个不容回避的问题是复杂的机械装置，特别是在大器官检查的时候，就显得不方便。为了克服这一不足，研究人员设计了多种位置跟踪系统，即在医生手持B超探头做检查时，系统能够随时跟踪探头的位置和方向。这样的系统可以让医生根据需要自由地选择扫查的方向，并能在移动探头的过程中自动适应体表形状的变化。这就是所谓的“Free-hand系统”。该系统要求位置探测器有足够高的精度和足够快的数据采集速度，以便记录探头每一时刻的空间姿态。 曾经开发以及正在研究的Free-hand系统包括，声传感器系统、多关节机械定位系统和电磁式定位系统，如图2所示。 图2 自由臂扫查法中的三种定位方法示意图 （a）声学定位；（b）机械定位；（c）电磁定位 ①声学定位，即声音控制探头的方法，把3个发声器件固定在探头上[40, 41]，一组微音器固定在病人的上方。操作人员使探头在探测部位不断移动，同时让发声器件工作，通过测量声传播过程中不同的时间延迟就可以推算出探头的空间位置。此类装置的传感器体积较大，声束易被遮挡，不具备实用价值。 ②机械定位，即自由活动机械臂定位器，是把超声探头装在一个有多个活动关节的机械臂上，它使操作者可以完成许多复杂的操作动作，从而选择一个需要的角度和方位。具体方法是把电位器装在活动机械臂的关节处[42]，关节的任何运动将引起电位器的运动，只要记录了电位器的运动情况，超声探头的运动也就完全得到检测和控制[43]。然而，探头定位精度与其活动范围大小成反比，限制了扫查体积。且机械臂制造复杂，价格高昂。 ③电磁定位，即电磁式位置传感器定位系统，是近年来成功开发的Free-hand系统。它是基于6个自由度的。电磁式位置传感器由发射器、接收器及相应的电子装置构成。发射器产生空间变化的电磁场，接收器内有3个正交的线圈用于感受所在位置的电磁场的强度。只要将接收器固定在超声探头上，就可以实现对探头位置和方向的跟踪。由于这套系统具有体积小、使用方便等突出优点，成为近几年来超声三维成像研究的热点。电磁式定位系统的缺点是对噪声和误差比较敏感。电磁干扰(如CRT监视器等)、使用环境中的铁磁材料都可以使测量的
生物医学工程学杂志 J Biomed Eng 1998∶15(3)∶311～316 三维超声成像的发展现状及若干关键技术分析 郝晓辉 高上凯 高小榕 综述 杨福生 审校 (清华大学电机系,北京100084) 内容提要 介绍三维超声成像的意义,不同的实现方案,并详细剖析了三维超声成像中遇到的图像定位、三维准确重构、不规则采样平面处理以及三维超声图像的分割问题。讨论了现有的发展水平及未来的发展方向。 关键词 三维超声成像 分割 准确重构 Development Condition of Three Dimensional Ultrasonic Imaging and Analysis of Some Key Technologies Hao Xiaohui Gao Shangkai Gao Xiaorong Yang Fusheng (Depar tment of Electr ical Engine ering,Ts inghua Uni ver sity,Beij ing 100084) Abstract This paper introduces the value of three-dimensional ultrasonic imaging and it′s different realizing ap-proaches.It deliberately analyzes the key techniques used in three-dimensional ultrasonic imaging.These techniques include registration of two-dimensional i mages,accurate reconstruction of three-dimens ional volume,projection of ir-regularly sampled plane and segmentation of three-dimensional image.The development status and future trend are al-so given in this paper. Key words Three dimensional ultrasonic imaging Segmentation Accurate reconstruction 1 三维超声成像概述 1.1 回顾 三维超声成像的概念最初由Baun和Gree-wood[1]在1961年提出。他们在采集一系列平行的人体器官二维超声截面的基础上,用叠加的方式得到了器官的三维图像。在这之后,很多人进行了这方面的研究工作,试验了各种方法。诸如Dekker[2]在1974年采用的机械臂方法,1976年Moritz提出的回声定位方法,1979年首次被Raab应用的电磁定位方法[2],以及Duke大学Vonn Ra mm[7]等人研制的二维面阵探头体积射束方法等等。这些方法都着眼于获取进行三维重建的超声体积数据。成像方面, Dekker在1974年完成了首例心脏三维重建。1986年,Martin利用经食道超声探头(IEE)获得了静态的三维图像。1990年,Wollschlge用回拉式IEE探头重建了动态心脏三维超声图像。胎儿三维形体的重构[3]与血管的三维超声成也有许多人在研究,并取得了不少成果。 1.2 临床价值和意义 传统的B型超声成像系统所提供的是人体某一断面的二维图像,医生必须根据自己的经验对多幅二维图像在大脑中进行合成以理解其三维解剖结构。这一过程需要长时间的训练和相当的熟练程度,对医生提出了很高的要求,
超声成像 学习要求：掌握超声成像的基本原理（超声、超声的物理特性及其应用）、超声图像的特点了解超声波的产生、超声成像、超声检查技术与设备，超声诊断的方法学目的：理解超声诊断的临床应用 超声成像的定义：利用超声波的物理特性和人体器官组织声学特征相互作用后所产生的信息,经信息处理形成图像的成像技术，借此进行疾病诊断的检查方法。 一、超声波的物理特性（1）： 波可分为：电磁波（包括可见光、无线电波、X线）和机械波（包括声波、水波、地震波）声波：20~20000 Hz 超声波：>20000 Hz 医用超声波：2.5~10 MHz 二、超声波的物理特征(2) 1.超声波的物理量（波长、频率、传播速度）及其关系: 物理量: 频率(f) : Hz 声速(c) : m /s 或cm/s 波长(λ) : m 介质密度(ρ) : g／cm3 声阻抗（Ｚ）：Ｚ＝ρ×ｃ(g／cm2．s) 关系: c2=K / ρ即声速取决于波长和频率, 并与介质中的弹性(K) 和密度(ρ) 密切相关c=f ×λ即同一介质中传播(C确定),频率越高则波长越短 传播速度: 固体>液体>气体 2.束射性或指向性（超声波的直线传播） 其方向性与超声频率、声源直径及后者与波长的比值有关 扩散角越小,方向性越好 3.反射：超声在均质性介质传播中不出现反射 反射条件: ①介质声阻抗差>0.1% ②界面大于波长 声阻抗=介质密度与速度的乘积 4.散射
超声波在介质中传播如遇不规则的小界面, 或界面小于波长时,则发生散射 5.衰减： 超声波在介质中传播由于介质吸收(声能转化为热) 、反射、散射等原因,其振幅与强度逐渐降低,这种现象称为衰减。（振幅与强度的减小） 6.多普勒效应： 声束在介质中传播时，如遇到运动的反射界面，其反射的超声波频率随界面运动的情况而发生改变的现象 三、超声波的产生： 1、压电晶片(换能器) 2、压电效应：逆压电效应(电能转变为声能) 正压电效应 四、超声成象基本原理 1、器官、组织中各种界面对超声波的不同反射和/或散射是构成图象的基础。 2、仪器将接收到的含有各种声学信息的回声，经过处理，在显示器上显示为波形、曲线、图象 五、超声诊断的种类 1、A型---A mplitude 以波的形式显示出来,为幅度调制型 2、M型---M otion echocardiography 是B型超声中的一种特殊显示方式 3、B型---B rightness 以光点的形式显示出来,为辉度调制型 扫查连续, 由点, 线而扫描出脏器的解剖切面, 是二维空间显示, 又称二维法 4、D型---D oppler ( pw、cw、color doppler) 彩色多普勒血流显像CDFI(color Doppler flow imaging)： 将二维彩色血流信号重叠到二维B型扫描或M型扫描图上,实现解剖结构与血流状态两种图像结合的实时显像 用红, 黄, 蓝三种基本颜色编码,显示不同血流方向 颜色的辉度与血流速度成正比 彩色多普勒血流显像不仅能清楚的显示心脏大血管的形态结构和活动情况,而且能直观和形象地显示心内血流的方向、速度、范围、有无血流紊乱及异常通路等 ——故有人称之为非损伤性心血管造影法。 六、超声图像特点：
【摘要】随着医学影像技术的发展，超声成像已经成为临床上应用最广泛的医学成像模式之一。近年来，随着电子技术、计算机技术的发展，超声成像设备在成像方法和技术等层面上不断得到改进，临床诊断能力也得到进一步提高。本文主要介绍三维超声成像的新技术及其临床应用。 【关键词】超声成像；临床应用 【中图分类号】r 445.1 【文献标识码】a 【文章编号】1004-7484（2012）12-0440-02 随着社会科学技术的进步与人们生活水平的提高，医学影像学作为医生诊断和治疗重要手段已成为医学技术中发展最快的领域之一，它使得临床医生对人体内部病变部位的观察更直接、更清晰，确诊率更高。而超声成像技术在医学成像领域中以其特有的优势发挥了巨大的作用，在临床上得到了广泛的应用。20世纪40年代初就已探索利用超声检查人体，50年代已研究、使用超声使器官构成超声层面图像，70年代初又发展了实时超声技术，可观察心脏及胎儿活动。三维超声成像技术与传统二维超声成像相比，具有明显的优势：首先三维超声成像技术能直接显示脏器的三维解剖结构；其次还可对三维成像的结果进行重新断层分层，能从传统成像方式无法实现的角度进行观察；再有还可对生理参数进行精确测量，对病变位置精确定位。因此，近几年来三维超声成像已经成为医学成像领域备受关注的方面。 1 三维超声的成像技术 可靠的数据提取是得到精确三维超声图像的前提。采用二维面阵超声探头，使超声束在三维扫查空间中进行摆动，即可直接得到三维体数据。但二维面阵换能器的制作工艺限制了阵元数，使得三维图像的分辨率受到了一定的限制。目前已有使用二维阵列的超声成像系统面世。目前三维超声数据的提取仍广泛采用一维阵列探头。用一维阵列探头提取三维超声数据，需要外加定位装置，如目前临床广泛采用的一体化探头。该探头是将一个一维超声探头和摆动机构封装在一起，操作者只要将该探头放在被探查部位，系统就能自动采集三维数据。还有一种新型探头专门用于解决定位问题。该探头有三个阵列，中间的主阵列用于超声成像，与主阵列垂直的两个侧阵列用于提取定位图像。由于探头移动的连续性，所以定位图像两两重叠部分很大，可以通过两侧的定位图像确定两次采样间的位移、旋转，从而确定图像的空间位置。此外，还有一些文献提供了通过相邻图像的相关和图像的斑点噪声统计规律来确定探头侧向位移的方法。 2 三维超声的临床应用 2.1 三维超声在空腔脏器中的应用 2.1.1 胃、肠道疾病嘱受检者适量饮水或灌肠后可建立良好的透声窗。清楚显示胃肠道隆起性病变与溃疡的大小、深度、边缘形态，观察恶性肿瘤的浸润深度、范围及与邻近组织、血管的立体位置关系，进行术前tnm分期，对协助临床制定相应的治疗方案，具有重要意义。3d-cde对溃疡出血和胃底静脉曲张的诊断，也可提供较大的帮助。 2.1.2 膀胱疾病膀胱充盈后可形成极佳的透声窗，三维超声与二维超声一样清晰显示病变的形态、大小、数目、内部回声，同时三维超声还能显示病变的整体、表面形态及肿瘤对膀胱壁的浸润情况，从而提高了其诊断的准确性，并有助于肿瘤术前方案的抉择。对慢性膀胱炎症、憩室、结石、凝血块等膀胱疾病的诊断，也显示出优越性。 2.2 在实质性脏器中的应用 肝脏疾病肝囊肿与肝脓肿二维超声诊断准确性较高，而肝癌与肝内其它性质占位性病变相互间的鉴别有时较为困难。三维超声可从不同方位观察肝表面和边缘轮廓，肿三维超声成像在临床上有广泛的应用前景。可用于精确测量和定位在产科临床上，三维超声成像可用于鉴别早期胎儿是否存在畸形以及检查各个孕期胎儿的生长发育情况；在心血管疾病诊断中，可用于多种心脏疾病以及血管内疾病的检查。随着实时三维超声成像（一般要求帧频必须大
江西中医学院计算机学院08生物医学工程2班黄月丹学号5047 超声诊断仪原理及其基本结构 超声成像检查技术是指运用超声波的物理特性，通过高科技电子工程技术对超声波发射、接收、转换及电子计算机的快速分析处理和显像，从而对人体软组织的物理特性、形态结构与功能状态作出判断的一种非创性检查技术。 超声诊断技术的发展历程 20世纪50年代建立，70年代广泛发展应用的超声诊断技术，总的发展趋势是从静态向动态图像(快速成像)发展，从黑白向彩色图像过渡，从二维图像向三维图像迈进，从反射法向透射法探索，以求得到专一性、特异性的超声信号，达到定量化、特异性诊断的目的。80年代介入性超声逐渐普及，体腔探头和术中探头的应用扩大了诊断范围，也提高了诊断水平，90年代的血管内超声、三维成像、新型声学造影剂的应用使超声诊断又上了一个新台阶。 二．超声诊断仪的种类 (一) A型这是一种幅度调制超声诊断仪，把接收到的回声以波的振幅显示，振幅的高低代表回声的强弱，以波型形式出现，称为回声图，现已被B型超声取代，仅在眼科生物测量方面尚在应用，其优点是测量距离的精度高。(二) B型这是辉度调制型超声诊断仪，把接收到的回声，以光点显示，光点的灰度等级代表回声的强弱。通过扫
描电路，最后显示为断层图像，称为声像图。B型超声诊断仪由于探头和扫描电路的不同，显示的声像图有矩形、梯形和扇形。矩形声像图和梯形声像图用线阵探头实现，适用于浅表器官的诊断；扇形声像图用的探头有多种，机械扇扫探头、相控阵探头和凸阵探头均显示扇形声像图。前二种探头可由小的声窗窥见较宽的深部视野，适用于心脏诊断；后一种探头浅表与深部显示均宽广，适用于腹部诊断，有一种曲率半径小的凸阵探头，也可用小的声窗，窥见深部较宽的视野。 (三) M型 M型超声诊断仪是B型的一种变化，介于A型和B型之间，得到的是一维信息。在辉度调制的基础上，加上一个慢扫描电路，使辉度调制的一维回声信号，得到时间上的展开，形成曲线。用以观察心脏瓣膜活动等，现在M型超声已成为B型超声诊断仪中的一个功能部分不作为单独的仪器出售。(四) D型在二维图像上某点取样，获得多普勒频谱加以分析，获得血流动力学的信息，对心血管的诊断极为有用，所用探头与B型合用，只有连续波多普勒，需要用专用的探头。超声诊断仪兼有B型功能和D型功能者称双功超声诊断仪。(五) 彩色多普勒超声诊断仪具有彩色血流图功能，并覆盖在二维声像图上，可显示脏器和器官内血管的分布、走向，并借此能方便地采样，获得多普勒频谱，测得血流的多项重要的血流动力学参数，供诊断之用。彩色多普勒超声诊断仪一般均兼有B型、M型、D型和彩色血流图功能。(六) 三维超声诊断仪三维超声是建立在二维基础上，在彩色多普勒超声诊断仪的基础上，配上数据采集装置，再加上三维重建软件，该仪器即有三维显示功能。(七) C型C型超声仪也是辉度调制型的一种，与B型不同的是其显示层面与探测面呈同等深度。超声诊断仪基本原理
第一章超声成像原理和妇产超声诊断临床基础 第一节超声成像原理 一、超声波的概念和基本特性 （一）超声波的概念频率在2万赫兹以上的机械振动波，称为超声波（ultrasonic wave），简称超声（ultrasound）。能够传递超声波的物质，称为传声介质，它具有质量和弹性，包括各种气体、液体和固体；传声介质有均匀的、不均匀的；有各向同性的、各向异性的等。超声波在传声介质中的传播特点是具有明确指向性的束状传播，这种声波能够成束地发射并用于定向扫查人体组织。 （二）超声波的产生医用高频超声波是由超声诊断仪上的压电换能器产生的，这种换能器又称为探头，能将电能转换为超声能，发射超声波，同时，它也能接受返回的超声波并把它转换成电信号。探头具有发射和接受超声两种功能。常用的探头分为线阵型、扇型、凸阵型，探头的类型不同，发射的超声束形状和大小各不相同，而各种探头根据探查部位的不同被设计成不同的形状。见图1-1-1。 图1-1-1 探头示意 （三）超声波的基本物理量 1．频率（f）：是指单位时间内质点振动的次数。单位是赫兹（Hz）、千赫（KHz）、兆赫（MHz）。超声的频率在20KHz以上，而医学诊断用超声的频率一般在兆赫级，称为高频超声波，常用频率范围2～10兆赫。频率越高，波的纵向分辨力越好。周期（T）则是一个完整的波通过某点所需的时间。有f·T = 1 。 2．波长（λ）：表示在均匀介质中的单频声波行波振动一个周期时间内所传播的距离，也就是一个波周期在空间里的长度。波的纵向分辨力的极限是半波长，因此了解人体软组织中传
导的超声波长有助于估计超声波分辨病灶大小的能力。 3．声速（C）：是指声波在介质中传播的速度。声速是由弹性介质的特性决定的，不同介质的声速是不同的。人体各种软组织之间声速的差异很小，约5%左右，所以在各种超声诊断仪器检测人体脏器时，假设各种软组织的声速是相等的，即采用了人体软组织平均声速的概念。目前，较多采用人体软组织平均声速的数值是1540m/s。实际上人体不同软组织脏器及体液的声速是有差别的，因此声像图上显示的目标，无论是脏器或病灶，其位置及大小与实际的结构相比，都存在误差，但不致影响诊断结论，一般可忽略 声速C、波长λ、频率f或周期T之间的关系符合 4．声强（sound intensity）：当声波在介质中传播时，声波的能量从介质的一个体积元通过邻近的体积元向远处传播。 声强是指超声波在介质中传播时，单位时间内通过垂直于传播方向的单位面积的平均能量。声强的物理意义为单位时间内在介质中传递的超声能量，或称超声功率。声强小时超声波对人体无害，声强超过一定限度，则可能对人体产生伤害，目前规定临床超声诊断仪安全剂量标准为平均声强小于10mW/cm2。（四）超声波的传播 1. 声特性阻抗（acoustic characteristic impedance）：声特性阻抗（Z）定义为平面自由行波在介质中某一点处的声压（p）与质点速度（u）的比值。在无衰减的平面波的情况下，声特性阻抗等于介质的密度（ρ）与声速（C）的乘积。 2. 声特性阻抗差与声学界面：两种介质的声特性阻抗差大于1‰时，它们的接触面即可构成声学界面。入射的超声波遇声学界面时可发生反射和折射等物理现象。人体软组织及脏器结构声特性阻抗的差异构成大小疏密不等、排列各异的声学界面，是超声波分辨组织结构的声学基础。 3. 声波的界面反射与折射：超声入射到声学界面时引起返回的过程，称为声反射（acoustic reflection）。射向声学界面的入射角等于其反射角。而声波穿过介质之间的界面，进入另一种介质中继续传播的现象，称为声透射（acoustic transmission）。当超声的入射方向不
三维超声成像技术的基本原理及操作步骤230031 安徽合肥 解放军105医院 罗福成 1 基本原理 三维超声成像分为静态三维成像(static three2 dimensional imaging)和动态三维成像(dynamic three2dimensional imaging),动态三维成像由于参考时间因素(心动周期),用整体显像法重建感兴趣区域准实时活动的三维图像,则又称之为四维超声心动图。静态与动态三维超声成像重建的原理基本相同。 111 立体几何构成法 该法将人体脏器假设为多个不同形态的几何体组合,需要大量的几何原型,因而对于描述人体复杂结构的三维形态并不完全适合,现已很少应用。 112 表面轮廓提取法 是将三维超声空间中一系列坐标点相互连接,形成若干简单直线来描述脏器的轮廓的方法,曾用于心脏表面的三维重建。该技术所需计算机内存少,运动速度较快。缺点是:(1)需人工对脏器的组织结构勾边,既费时又受操作者主观因素的影响;(2)只能重建比较大的心脏结构(如左、右心腔),不能对心瓣膜和腱索等细小结构进行三维重建;(3)不具灰阶特征,难以显示解剖细节,故未被临床采用。 113 体元模型法(votel mode) 是目前最为理想的动态三维超声成像技术,可对结构的所有组织信息进行重建。在体元模型法中,三维物体被划分成依次排列的小立方体,一个小立方体就是一个体元。任一体元(v)可用中心坐标(x,y,z)确定,这里x,y, z分别被假定为区间中的整数。二维图像中最小单元为像素,三维图像中则为体素或体元,体元素可以认为是像素在三维空间的延伸。与平面概念不同,体元素空间模型表示的是容积概念,与每个体元相对应的数V(v)叫做“体元值”或“体元容积”,一定数目的体元按相应的空间位置排列即可构成三维立体图像。描述一个复杂的人体结构所需体元数目很大,而体元数目的多少(即体元素空间分辨率)决定模型的复杂程度。目前,国内外大多数使用Tom Tec Eeno view computer-work station来进行体元模型三维成像。 此外,随着高档超声仪器软件的不断开发,静态三维成像不经过工作站可直接启动设备软件包三维重建或三维电影回放来完成。 2 操作步骤 任何三维成像的研究均需通过原始图像采集、图像数据后处理、三维图像重建、三维图像显示和定量测量。扫描途径包括经食管、经胸和剑突下及腹壁等,每种方法各有利弊。 211 图像的采集 21111 机械驱动扫查 将探头固定在机械装置上,由计算机控制电动马达,带动探头做某种拟定形式的运动,常见的形式有三种:(1)平行扫查法(Parallel scanning):即探头沿直线做均匀连续的平行位移,获得一系列相互平行等距的二维切面图像。经食管或血管内的超声三维重建所采用的逐步后拉式采样亦属平行扫查。此方法图像易失真,目前已基本废弃。 (2)扇形扫描法(fan-like scanning):扫描平面的近场基本固定,远场沿z轴方向扇形移动,将采集的二维图像做数字存储,建立金字塔形数据库(Pyramid data-bank),而后插补三维像素(voxel),再根据需要任意切割,显示所欲观察的三维图像。此发现主要用于检查静态脏器,有的厂家将换能器封闭于特制的盒套内,操作比较方便。(3)旋转扫描法(rotat2 ing scanning):目前被广泛接受,能较理想地进行三维成像采集。以二维切面图像中声束方向的中心平分线为轴,使探头做180°旋转,获得围绕轴线360°范围内一系列相互均匀成角,且中心平分线相互重叠的二维切面图像,适用于心脏、前列腺、膀胱等。经食管的多平面探头或环形相控阵探头三维成像采样过程亦属此类。 由于机械驱动扫查中,探头具有规定的逻辑运动轨迹,因此,计算机对所获得的每一图像进行空间定位、数据处理及三维成像时速度快,图像重建准确可靠。缺点是采样过程繁琐、机械驱动支架体积大且沉重、与各类探头不易配接、扫查时有机械噪音、
超声成像波束形成的基本理论 声场在成像场域的分布称为波束形成(beam forming)。波束形成在整个超声中处于心位置，对成像质量起着决定性的作用，如图2.1。 本章以传统的延时叠加波束形成方法为中心来阐述波束形成的基本原理及其对波束形成的影响，并介绍了波束控制方法(聚焦偏转、幅度变迹、动态孔径)及成像质量的评价标准。. 1 延时叠加波束形成算法 延时叠加波束形成是超声成像中最传统、最简单也是应用最广泛的成像方法，它包括发射聚焦和接收聚焦两种方式。由于成像过程实际就是对成像区域逐点聚焦，所以一帧完整的图像需要进行至少上万次的聚焦才能完成。如果采用发射聚焦方式来实现超声成像，则完成一帧超声图像需要非常长的时间(至少需要几分钟)，不符合实时成像的要求。因此，平常所说的延时叠加波束形成一般是指接收聚焦，其形成过程如图2.2 所示。
1.1 声场分布的计算 图像分辨率通常是评价图像质量的重要标准之一，而在超声成像系统中的图像横向分辨率是由超声波束的声场分布决定的[25]。超声辐射声场的空间分布与换能器的辐射频率、辐射孔径及辐射面结构有关，称为换能器的空间响应特性为了表征换能器空间响应特性，常引入一指向性函数。指向性函数是描述发射器辐射声场或接收器灵敏度的空间函数。由于探头类型不尽相同，包括连续曲线阵、连续曲面阵、连续体性阵和离散阵四大类，因此指向性函数的类型也有所不同。本节以常用的凸阵探头(离散阵)为例介绍超声空间发射声场的计算
如图2.3 所示，设阵元数为N，阵元的半径为R，相邻两阵元间的距离为d，由于d << R，可近似得到相邻两个阵元之间的夹角为Q=d/R。那么探头上任一阵元i 与中心线的夹角
第一章三维超声的成像原理 宇宙空间包含有三个互相垂直的方向，即X、Y和Z方向。单一方向只能描述一条直线，而任何两个垂直的方向都可以描述一个平面，三个互相垂直的方向则可以描述一个立体，它们相应提供空间的一维、二维和三维信息。 超声成像（U l t r a s o n i c I m a g i n g）是使用超声波的声成像。在超声诊断仪中，有传递人体组织一维空间信息的A型、M型和D型；有传递人体组织二维空间信息的B型、C型、F型和C F M型（彩色血流图）；有传递人体组织三维空间信息的组织三维成像、血流三维成像和融合三维成像。目前，所有三维成像都是以平面显示的方法显现成具有立体感的显示方式，这种方式被称为三维显示（3D-s c o p e）。
第一节三维成像的原理及基本方 法 一.三维成像的原理 三维成像按成像的原理可分为三大类：1．利用光学原理与系统进行三维成像； 2．利用光学系统和图像迭加原理的三维成像； 3．利用计算机辅助进行三维重建成像。 二．声全息（A c o u s t i c a l H o l o g r a p h y）声全息技术是通过探测波与参考波之间的相互干涉，而把探测波振幅和相位携带的有关探测物结构的全部信息提取与再现的技术。声全息技术由于获取和记录全息数据的方式不同，可分为三类：①液面全息；②扫描全息；③布阵全息。不管哪一类，都是透射成像，并
沿用了激光全息的方法，利用超声波相干的特性，不仅把超声波振幅信息记录下来，也反映出相位信息。因此，在把超声全息图重现时。能逼真地显示出人体的内部结构，并具有实时动态、分辨率高和灰阶丰富等特点。 图1-1是液面法声全息成像系统结构原理图。它表明声成像的过程。在工作时由换能器1发射的声束经人体受检部位，透过人体的声束由组合透镜2收集，经反射器3反射在小油槽5的液面上聚焦成像。同时由换能器4发射的参考声束也射到液面，与透过受检部位的物波相干形成声全息图。由激光器6发射的激光经扩散透镜7和光学部件产生平行激光照射液面的声全息图，受声全息图调制的反射激光发生衍射，各级衍射光经光学聚焦透镜8后在聚焦平面9上分离，并通过空间滤波器获取图像，由电视摄像机10摄像，并在显示器上显示三
实验四超声波成像基本原理 一、超声波简介及应用 超声波指的是频率超过2×104 Hz，人耳不能听到的声波。超声广泛存在于自然界和日常生活中，如老鼠、海豚的叫声中含有超声成分，蝙蝠利用超声导航和觅食；金属片撞击和小孔漏气也能发出超声。在实验和工业生产中，人们利用压电效应（piezoelectric effect）产生超声波。压电效应是指对于某些不导电的固体物质（称为压电材料），当它们在压力（或拉力）的作用下产生变形时，在物体相对的表面会出现正、负束缚电荷，从而得产生电势差的现象。利用压电效应的逆效应，即在压电材料相对的两个表面施加电压信号，使得材料发生机械变形，就可以得到超声波。 作为一种探测方法，超声波技术在军事、工业和医疗上有非常广泛的应用（探测对象包括潜水艇、固体材料内部的缺陷、体内脏器的病变以及胎儿的发育状况等。）超声检测的具有以下突出的优点： 1. 高穿透性，可以探测到材料深处的缺陷。 2. 灵敏度高, 可以探测到非常小的缺陷。 3. 非破坏性，只需要在材料的表面工作。 4. 对操作者以及周围的设备和材料没有伤害和干扰。 二、超声波C扫描成像基本原理 通过探头在试块顶部的X-Y扫描记录，得到来自试块内部缺陷的平面分布、埋藏深度Z 方向的信息，利用测量到的三维数据进行计算机图象重建，得到试块内部缺陷的立体图象。 超声成像是通过测量反射波来获得物体内部的信息。在进行缺陷定位时，测量缺陷反射回波对应的时间，根据被测材料的声速可以计算出缺陷到探头入射点的垂直深度或水平距离。在超声成像时，探头在试块顶部二维扫描，得到来自试块内部缺陷深度的分布，再利用计算机进行图像重建，就可以得到试块内部缺陷的立体图像。 由于衍射的存在，实际的超声波总有一定的发散性。通常我们用偏离中心轴线后振幅减小一半的位置表示声束的边界。如图1所示，在同一深度位置，中心轴线上的能量最大，当偏离中线到位置A、A’时，能量减小到最大值的一半。其中θ角定义为探头的扩散角。θ越小，探头方向性越好，定位精度越高。与光学仪器的成像一样，波长越短（频率越高），探头越大（相当于透镜的孔径越大），超声探头发射能量的指向性就越好。
三维超声成像技术的发展及临床应用(1) 自超声技术应用于临床诊断60多年来，随着临床需求和现代电子技术尤其是计算机技术的发展，使超声影像技术，从应用初期的一维A型和M型超声成像 发展到了实时灰阶二维B型超声成像，到目前的全数字能实时回放的三维超声影像系统。超声影像具有无创性，高灵敏度，应用面广，低成本和操作方便等优点，发展速度和普及程度近年已成为医学影像之首。可以预计实时三维（四维）超声成像必将成为二十一世纪医学影像系统临床应用中一项最为有效的诊断工具而造福于人类。 正是由于这种市场需求，世界上许多知名的有远见的厂商竟相投入高科技开发全数字技术的实时三维（四维）超声影像系统。东软数字医疗股份有限公司以独特的视角推出了具有世界领先实时三维（四维）技术和软件技术的NAS-2000a，使超声医学影像与当代计算机尖端技术完美结合，在软件上采用了目前临床要求的最新专业软件，实现了动态三维实时回放、实时三维（四维）成像，简化了本来十分复杂的处理过程，提高了效率。 原理与方法 成像原理： 三维超声成像分为静态三维成像和动态三维成像， 动态三维成像由于把时间的因素加进去， 用整体显像法重建感兴趣区域准确实时活动的三维图像（又称四维）。 1、立体几何构成法：将人体脏器假设为多个不同形态的几何组合，需要大量的几何原型，因而对于描述人体复杂结构的三维形态并不完全适合，现已很少应用。 2、表面轮廓提取法：将三维超声空间中一系列坐标点相互连接，形成若干简单直线来描述脏器的轮廓，曾用于心脏表面的三维重建。该技术所用计算机内存少，运动速度较快。缺点是： （1）需人工对脏器的组织结构勾边，既费时又受操作者主观因素的影响； （2）只能重建左、右心腔结构，不能对心瓣膜和腱索等细小结构进行三维重建； （3）不具灰阶特征，难以显示解剖细节，故未被临床采用。 3、体元模型法：是目前最为理想的动态三维超声成像技术，可对结构的所有组织信息进行重建。 在体元模型法中，三维物体被划分成依次排列的小立方体，一个小立方体就是一个体元。 一定数目的体元按相应的空间位置排列即可构成三维立体图像。 4、随着高档超声仪器软件的不断开发， 三维成像不经过工作站可直接启动设备软件包进行三维重建或三维电影回放来完成。 成像方式：动态三维超声成像原理与静态基本相同。
四维超声成像技术与方法 作者：魏晓光来源：安太医院 近年来计算机技术革命化的进步被融入超声诊断系统，使得三维容积成像的速度在短短的几年时间里得到了极大提高，目前已经发展到能够进行动态的四维成像。 高分辨的二维超声和彩色多普勒超声的技术进步是超声诊断学发展的重要里程碑，尤其是在妇产科的应用，成为无可替代的非侵入性的诊断工具。近年来四维超声技术的发展和进步，为非侵入性的诊断技术又开辟了一个新的领域。 四维超声技术能够克服二维超声空间显像的不足，成为二维超声技术的重要辅助手段。四维超声的进步体现在能够迅速地对容积图像数据进行储存、处理和动态显示其三维立体图像，并且能够得到多平面的图像，而这一功能以往只有CT和MRI技术才具备。目前四维超声尚不可能完全替代二维超声，但它的确为一些复杂声像结构的判断提供了大量辅助信息，并对某些病变的诊断起到二维超声无法替代的作用。它的应用潜能正随着经验的积累被逐步开发出来。 一、四维超声技术简介 三维超声是将连续不同平面的二维图像进行计算机处理，得到一个重建的有立体感的图形。早期的三维重建一次必须采集大量的二维图像(10～50幅)，并将其存在计算机内，进行脱机重建和联机显示，单次三维检查的图像数据所需的存储空间达数十兆字节，成像需要数小时甚至数天时间。近年来三维超声与高速的计算机技术的联合使其具备了临床实用性。三维表面成像在80年代首次应用于胎儿；90年代初期开始了切面重建和_一个互交平面成像；容积成像则开始干1991年；1994发展了散焦成像；1996年开始了实时超声束跟踪技术，而最新发展的真正的实时三维超声可以称作四维超声(four—dimensional ultrasound)，数据采集和显示的速率与标准的二维超声系统相接近，即每秒15～30帧，被称作高速容积显像(high speed ultrasotlnd v01umetri clmaging，HSUVI)。真正实现实时动态三维成像，将超声技术又提高一个台阶。新景安太医院拥有4台四维彩超，专业的四维彩超检查医生，此技术已经在我院临床使用4年多，有非常丰富的经验。 四维超声成像方法有散焦镜法、计算机辅助成像和实时超声束跟踪技术。 (一)散焦镜方法(defoctJsi rlg lens metriod)也称厚层三维图像，方法简单，费用低。装置仅需在凸阵或线阵探头上套上一个散焦镜。用此方法可以对胎儿进行实时观察，然而胎体紧贴宫壁时图像就会重叠，使胎儿图像辨别困难。 (二)计算机辅助成像是目前首选的三维成像方法，成像处理过程包括：获取三维扫查数据；建立三维容积数据库；应用三维数据进行三维图像重建。 (三)实时超声束跟踪技术是三维超声的最新技术，其过程类似于三维计算机技术但可以立即成像。仅仅需要定下感兴趣部位的容积范围就可以住扫查过程中实时显示出三维图像，可以提供连续的宫内胎儿的实时三维图像，例如可以看到胎儿哈欠样张口动作等。 二、四维超声成像方法 四维超声的临床实用性很大程度上取决于操作人员对此技术掌握的熟练程度。只有了解四维超声的基本原理和概念，熟练掌握四维超声诊断仪的操作方法和步骤，才能充分发挥三维超声的最大作用。 (一)四维成像的主要步骤与成像模式常规四维成像包括以下步骤：