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医学超声设备中的新技术

尽管超声成像理论久已成熟,但受限于材料科学、加工技术、计算机运算速度和存储容量等方面的制约,一些超声成像的其他方法以及在新领域的开拓上,目前仍在不断地探索之中。并且在前述的常见诊断设备之中,也有许多尚待完善之处,诸如影像质量的提高、探测目标范围的拓宽、检测项目和计算功能的开发及精度的提高等,以至于世界上众多著名生产厂商每年都有新机型推出。以下我们介绍的是部分已经成熟并且投放市场或者尚在研究的新技术。
    一、全数字型B型超声诊断仪 
    随着电子产品的数字化进程的加快,全数字化B超成了近年来B型超声诊断仪的发展方向。目前已研制出全数字计算机信号处理的超声诊断系统,它采用软件控制,可随时加入新的软件程序以更新整机功能,并能够配接不同的探头系统,如机械扇扫探头、线阵探头、凸阵探头、相控阵探头、环阵探头、腔体探头等,可以显示B型、M型、脉冲和连续多普勒信号及两维彩色多普勒血流图,实现多参量、多方位综合诊断。

全数字式B超通道部分简化框图

图7-30 全数字式B超通道部分简化框图

    在全数字化B超系统中,每个换能器阵元所对应的接收通道都采用一个高速A/D转换器,直接对接收射频回波信号进行采样和量化,并采用计算机控制的高性能的数字式超声波束形成及控制系统。这种系统与工作在射频下的高采样率A/D变换器及高速数字信号处理技术结合起来,就形成全数字式B超诊断仪的核心。其通道部分框图如图7-30。
    它与常规模拟B超有两大重要区别:第一,在常规模拟B超中,延迟线采用多抽头的L-C模拟延迟线,靠电子开关控制,所以电路庞大,造价高,还会引起插入损耗、阻抗失配及开关瞬态造成的假象,且硬件系统不易调整延迟时间;而在全数字B超中,采用全数字延迟线,延迟时间可用软件编程,在换用不同探头时,能自动配合或手动调整延迟时间至最佳。第二是常规模拟B超在检波后才进行采样,采样率低。而在数字化B超中,为提高影像质量、降低模拟失真而直接对射频进行采样。按照纳奎斯特采样定理,采样率最少应为信号最高频率成分的2倍,这样不但使A/D变换器成本很高而且数据量过于庞大,给实时处理带来困难。因此如何降低数字式超声系统的采样率成为一项重要的技术问题,通常的解决办法采用均匀采样、正交采样、二阶采样等办法,以降低数字化B超中波束形成的采样率。此外,数字化B超每一个阵元都要有单独的A/D转换和延迟与插补,线路的复杂程度可想而知,所以硬件电路的简化方案也成为数字化B超需要解决的另一难题。不过,超声诊断设备的全面数字化已成为重要的发展方向,随着数字信号处理芯片的日新月异发展,数字化技术正使超声诊断设备迈向更新的水平。


    二、彩阶超声图像处理技术
    在辉度调制的黑白B超中,最终在显示器上的结果是以亮度差异来反映影像结构的,我们把这个反映影像结构的亮度差异称作灰阶。由于回声幅度与反射界面两侧结构的声阻抗差异有关,它传递组织结构的重要信息。通常振幅信息的动态范围达60dB以上,而一般的显示器仅有20dB的亮度动态范围。为了不使有用的信息丢失,就要采用压缩技术(如对数放大器)将60dB的信号压缩为20dB,以匹配显示器的动态范围。这种经过幅度压缩处理的回声图,称为灰阶(灰度)显示回声图。它包含了各种幅度的信号,使影像层次丰富。不过,灰阶显示方式也有如下缺点:①人眼对灰阶的识别能力一般只有10级左右,灵敏度不够高;②灰阶不容易表示2个或3个以上的参数,例如,人要识别同一点的2个不同的频率回波强度的差别或者用声衰减和声速2个不同的参数来描述同一点时,灰阶就很难表达这种区别。 彩阶(color scale)超声影像处理正是弥补了灰阶显示的上述缺点,  

彩色编码原理图

图7-31 彩色编码原理图

    眼睛能区分比黑白灰阶更多的显示电平,而且从原理上允许使用更灵敏的定量显示。事实上彩色本身的多维性允许它更容易同时表达多达3个以上参数的显示电平值,总的来说彩阶显示有以下3个优点:①可增加对比灵敏度;②可提供定量显示;③可提供多参数显示。彩阶超声影像又称为彩阶图,它可使人体细微组织结构及多普勒的清晰度达到最佳显示,并可在更大的动态范围内提高肉眼对黑白微弱信号的分辨力。其技术核心是采用了彩色编码的方法,如图7-31所示,将回声幅度划分为许多彩色区域,把某一幅度范围定义某种颜色。这样,可以大大增加显示信号的动态范围,具有较高的定性分辨力,尤其对肝脏肿物的区分更为明显。下面就以中国安迪泰集团的BC -1001A型B超微处理彩色显示仪为例,讲述其基本原理。
    超彩阶超声影像处理是利用微电子技术进行的一种影像增强处理技术,它通过光学处理、等密度分割、幅度鉴别、模数转换等方法进行彩色编码,使输入的图像值转换到特定彩色空间相应坐标中去,从而显示预期的彩色影像。
    BC -1001A系列B超微处理彩色显示仪由主机和显示器两部分组成,主机通过软硬件技术对原B超诊断仪取出的信号进行微处理,使之呈现出8种不同的颜色组合,根据诊断的组织结构和不同病变的需要,要选择不同的色彩,其工作原理见图7-32。时钟电路和8031单片机一起,构成了整机的控制中心,对颜色变换、对比度、亮度调节起控制作用。
 BCCX-1001A系列B超微处理彩色显示仪原理框图

图7-32 BCCX-1001A系列B超微处理彩色显示仪原理框图

    预处理电路主要对外来的B超视频信号进行幅度的调整以适应不同B超仪的配接需求。A/D变换后,对输入像素的灰阶进行绿、红、蓝3个独立的变换,然后经过程序库查寻,与同步信号进行复合,把3个结果单独地加到彩色显示器的红、绿、蓝3个电子枪上,就完成了一幅受变换函数性质所调制的彩色合成影像。


    三、超声三维成像
  常规超声成像的扫描方式,可以从不同角度取得体内结构的各种切面,但是医生更需要从立体(三维)的影像上来观察体内组织的结构和病变情况。为此,人们试图通过各种不同方法来实现三维影像的重建。获得三维成像首先要取得足够的三维数据,在X-CT和MRI的三维成像技术中都是采用多层平行切片方法(如同切面包片一样),取得一组二维数据,再通过插补构成三维数据。由于肋骨和肺叶的影响,这一方式在超声的心脏成像中还不能采用,必须让探头通过适当的“窗口”采集所需三维数据。在取得三维数据以后,进一步的问题便是三维重建和三维立体显示,
三维灰阶成象显示的胎儿面部

图7-33 三维灰阶成象显示的胎儿面部

在这方面,超声三维影像重建的技术原理与其他成像仪器的三维影像重建并无显著区别。主要是通过计算机的数据处理来完成三维重建的。目前已有多种立体重建方法,并且随着计算机软件的不断升级和硬件性能的更新与提高,三维影像的重建速度和精度也在不断改善。图7-33为美国ATL公司生产的HDI5000型彩超显示的三维灰度影像,画面中已非常清晰地再现了腹中胎儿的面部。
    在超声三维成像的回声信息采集中,最简单的方法是采用坐标位移法,通过移动坐标位置将数帧常规B型影像叠加在一起。如图7-34所示。
  坐标位移三维显示法示意图

图7-34 坐标位移三维显示法示意图

沿Y轴方向移动电子扫查探头,由于影像位置的移动,很多B型影像便写进同一存储器,于是探头只要沿Z轴方向扫描1次,便可以得到建立1幅三维影像所需的原始数据。要想实现立体显示,还应对影像数据进行处理。在经过实时影像平滑处理、灰阶影像处理、实时边界探测和实时内边界消除等复杂的计算机数据预处理过程之后,再进行储存、叠加和显示。如图7-35。该系统大致由探头、影像处理、数字扫描转换和显示器等单元构成。
    除了这种沿轴向移动获取多平面重建三维影像的方法外,还有轴旋转角度获取多平面进行三维重建的,如沿心脏长轴每转30°取一切面,1周共取6幅切面,便可重建心脏的三维影像。也有采用长轴影像和短轴影像重建三维影像的。这些方法都要同时把切面影像及它们之间的位置与角度信号送入计算机,由计算机作相应的组合和处理后,在荧光屏上再现该器官的三维影像。物体的三维影像可以用网格线来表示物体形状的外形框架影像,也可以用灰阶来表示物体表面形状的立体阴影影像,用减法处理获得的旋转式透明三维灰阶影像可以显示器官立体的透明影像,
  超声三维显示仪器系统构成框图

图7-35 超声三维显示仪器系统构成框图

有利于观察器官内部的结构。目前所能实现的超声三维影像大多是静态或动态的三维超声成像功能,除了在静态的影像质量和动态的帧频数目(反映动态过程的连续性)上仍需进一步提高外,最主要的不足是目前几乎没有三维影像是实时获得的,因而会产生“时-空非同步”失真。


    四、超声CT
    在20世纪70年代初,用于头部和全身的X线扫描断层成像(X-CT)机相继问世后,给医学诊断史开创了具有划时代意义的新篇章。其实用于CT成像的传递媒介并不限于X线,自从X-CT在医学诊断上取得巨大突破后,科学家们就对其他传递媒介的CT技术进行了广泛而卓有成效的探索。如微波CT(microwave-CT)、核磁共振CT(MRI-CT)和超声CT(US-CT)等。
    超声波在人体内传播时,体内的不同组织结构的不同声学特性会引起声速的变化和声强度的衰减差异。设法获得这些声速的变化或者声衰减的数据并以此为参量,用计算机再建出超声透射影像,这种成像技术即为超声计算机断层成像(US-CT)。
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图7-36 US-CT扫描示意图

    为了获得各种参量的数据,用超声波照射探测目标,如图7-36所示。
    1对共轴的发射换能器和接收换能器同步地沿着1条直线扫描,取得切面内的投影数据,然后这对发射接收换能器组在同一平面中旋转1个角度,再作直线扫描,取得这个视角的投影数据,如此继续下去,取得足够多的数据后,再把这些信息组合起来,象X-CT那样,使用代数重建法或反投影技术来重建影像。
    需要指出的是,计算机断层成像理论和技术是建立在射线在被扫描物体中沿原来的射线方向传输的前提上,对X线或γ射线是没有问题的,然而当超声穿出组织时引起的折射和衍射会使超声波束偏离原来的指向,因此得到的衰减剖面影像可能不是沿着原来声速方向上的组织成分的真实数据显示,从而造成一定程度上的误差。这些方面的改善还有待于今后对非几何光学的影像重建理论研究,以及更佳工作参量的选取等方面的不断探索。这正是US-CT早在1974年问世并用于临床诊断但迄今未能广泛普及的主要原因。
    就超声CT而言,无论是从今后的发展前景而言,还是从目前对临床应用的价值而言,仍然是具备许多优点的,现归纳如下:①它选用了区别于B型超声诊断仪的新的成像工作参量(如声速、声衰减等),因而可获得有关人体组织结构与状态的其他信息;②它给出了人体断面上声速或声衰减的定量空间分布,为定量诊断的可能性开拓了新的途径;③与X-CT相比,造价成本低,更重要的是在辐射安全性上占有绝对优势;④US-CT技术还可用于测量人体内与声波有关的其他物理量,如在加热治疗法中,它已成功地用于体内无损测温等。


    五、超声显微镜
    20世纪50年代,超声显微镜(ultrasonic microscope)的名称和原理即被提出,至70年代中期已有2种形式的超声显微镜被研制出来,一种为机械扫描式超声显微镜(scanning acoustic microscope, SAM),一种为激光扫描式超声显微镜(scanning laser acoustic microscope, SLAM)。这是继光学显微镜(LM)和电子显微镜(EM)之后的又一类生物医学细微结构分析研究的有力工具。
    对于一些透光性较差的样品,在直接用光学显微镜观察时,细微结构不容易被清晰地观察到,而超声显微镜不像光镜那样,必须要给样品加染着色剂;也不像电镜那样,必须置样品于高度真空之中。它完全可以在自然条件下进行观察分析。因此,超声显微镜不仅仅是光镜和电镜的重要补充,而且由于它具备了自身特有的优点,以至于可能在生物医学中开拓出新的应用领域。
    在光学显微镜中,用以探测和揭示物质结构信息的载体是光波,而在超声显微镜中,探测信息的载体则代之以声波。我们知道,由于波的衍射作用,显微镜的分辨力大小主要决定于探测波的波长,波长越短,分辨力越高。当声波的频率相当高时,声波波长可以小到与光波波长相比拟,甚至可以比可见光的波长短得多。因此,超声显微镜的分辨力不仅可以与光学显微镜的分辨力相媲美,而且还有可能大大超过它。超声显微镜是以水作为显微镜的声耦合媒质的,当声波的频率被提高到3×109Hz时,由于水中的声速不变,仍为1500m/s,所以此刻其中对应的声波波长λ=c/f=0.5μm。这比绿色的可见光波长0.55μm还要短一些。按照分辨率d≈1/2λ=0.25μm,则超声显微镜在f=3GHz(3×109Hz)时,它的分辨力已能和光镜相匹敌。实际上在通过采取提高声波频率、降低工作温度及增大声波功率等措施的基础上,还可以进一步地提高超声显微镜的分辨本领。据报道,在以液氦作为声耦合介质的0.1K的超低温之下,其分辨力已有达到0.09μm的记录。
    机械扫描式超声显微镜(SAM)根据工作方式不同又有透射式和反射式之分。前者的超声发射与接收换能器(也可合用一块换能器)只能在声透镜单侧。图7-37为透射式SAM的工作原理示意图,现以其为例稍作介绍。

超声显微镜(SAM)结构示意图

图7-37 超声显微镜(SAM)结构示意图

    声透镜是用蓝宝石晶体为材料制成,对称两组透镜的外表面为平面,而相对的内部为抛光的半球形凹面声聚焦透镜。凹面表层还涂有一层玻璃,用以在蓝宝石与水之间的声阻抗变化上起到缓冲作用,以减少声波在界面上产生反射。两相对凹面中间充以水作为传声媒质,超声压电换能器被分别贴装在蓝宝石声透镜的两侧外表面。当超声频率电压激励发射换能器时,会产生平行声束,并且经过声透镜的作用会聚于水中的焦点上,此焦平面即为载放台上被观察样品的位置。透过样品的声波经过另一块声透镜后会还原成平行声束,声束经过接收换能器又被转换为包含样品内部声学参量信息的电信号,经过放大及处理后可送入显示器重现出样品上某点的影像。如果使载放台连同样品在机械装置的推动下在垂直于声透镜轴线的平面上沿着X-Y轴做有规律的扫描运动,就能使样品中的每一点依次被直射声波所透射扫描。同时,显示器的光栅亦做同步扫描运动,则可以在荧光屏上显示出样品结构的全部影像。改变样品机械扫描运动的区域也就调整了超声显微镜的放大倍率。通常这一扫描运动在几秒内便可完成一幅影像的重现过程。
    SAM是利用超声波在传播中,由于样品的硬度、构造和粘性的不同,使声波状态产生微细差异的性质,从中选取工作参量,比如以声速和声衰减作为测定目标,便可派生出2种计量方法:①相位计测法:由于是把在组织中传播的声速变化显示成影像,故而以声速越快的组织越接近于红色、声速越慢越接近于蓝色的颜色而显示出来;②振幅计测法:由于是把在组织中的声波衰减量作为振幅的变化而加以显示,故而以衰减(振幅的变化)越大的组织越接近于红色、衰减越小则越接近蓝色的颜色显示出来。进一步还能够将影像上任意地点的横方向的组织中声速变化或衰减量的变化作为波状图形而同时显示出来。当然生物组织中是没有明显的颜色差异的,这里所显示的颜色也是通过我们以前叙述的彩阶处理技术,依靠计算机彩色编码来实现色彩显示的。由于原理相同,此处不再赘述。图7-38为SAM所成像的2幅诊断图(原图为彩色),图7-38(a)为发生了梗死心肌的相位影像,波状图形表示画面中的声速分布,右侧为梗死后的纤维组织,
(a)发生心肌梗死的相位(声速)影像        (b)肺癌组织的振幅(声衰减)影像
超声显微镜(SAM)所成影象

图7-38 超声显微镜(SAM)所成影象

表现为声速较高(原图以红色标记);图7-38(b)为发生了肺癌的组织利用振幅方式来观察时的影像,右侧的癌变组织与正常组织相比较,超声的衰减量为大(原图以黄红色标定)。其视场面积为1.92mm2,超声频率的选择分别为130MHz和110MHz。在这里,超声频率f的选择依据也是:f高则分辨力强,但衰减量大;f低则分辨力弱,衰减量小。这要根据样品的厚薄和放大倍率的要求来综合选定。
    激光扫描超声显微镜(SLAM)的情况类似液面声全息。它采用平面波,但不需要参考声波干涉。当声波透过样品在液面形成代表样品结构信息的波纹时,由激光扫描读出这些信息,经电脑处理后显示。从原理上来说它要比SAM优越,但其结构较为复杂。由于它只需一薄层水放置样品并形成液面,因此衰减比SAM小许多,有利于提高工作频率或样品的厚度。此外,它的样品不移动,保持静止,由激光束进行扫描,影像稳定。目前在基础医学研究和临床诊断中已有较多的应用。提高SLAM分辨率的关键除了提高超声波的频率f(相比较在同样介质中传递时,声速c不变,则波长λ降低)之外,还需进一步缩短激光的波长,以期继续改良SLAM的性能参数。超声显微镜的工作频率目前在100MHz到3GHz之间,分辨率已达到微米级之下,其工作频率如此之高,因此介质的吸收衰减也非常之大,穿透深度很有限,所以它只适宜做标本切片观察。在用超声显微镜观察样品时,可以显示物体弹性性质的局部改变,一些影响传播的物理性质,如压缩系数、密度、粘性和弹性等改变均可反映到声像图中。另外,它不用染色就能把生物材料的精细结构加以鉴别。还由于样品是处于水中进行声耦合,而且这种低功率的声波对生命物质的活性没有什么影响,所以对于细胞等生命物质的活动及性质的研究特别有利。

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