2001年第15卷第4期华北工学院测试技术学报V o l.15N o.42001 (总第38期)JOURNAL OF TEST AND M EASURE M ENT TECHNOLOG Y(Sum N o.38)
文章编号:100826374(2001)042280205
超声成像方法综述
Ξ
庞 勇,韩 焱
(华北工学院电子信息工程系,山西太原030051)
摘 要: 目的 讨论超声成像的主要方法、规律和历史.方法 阐述了各种成像方法的历
史、原理、特点、用途和发展状况.结果与结论 指出了超声成像的发展方向.
关键词: 超声成像;无损检测;数据处理
中图分类号: T P991.23 文献标识码:A
在现代无损检测技术中,超声成像技术是一种令人注目的新技术.无损检测技术的基本目的是检测出物体中的缺陷,并确定其位置、大小和性质.物体的超声图像可以提供直观和大量的信息,直接反映物体的声学和力学性质,而这些性质恰是应用断裂力学评价材料的依据.现代超声成像技术大都有自动数据采集、自动数据处理和自动作出评价的功能,使超声成像成为现代定量无损检测的一种重要技术.超声成像技术有着非常广阔的发展前景.
超声成像的研究最早可以追溯到1920年.著名的原苏联科学家萨卡洛夫S.J.Soko lov 从1920年起进行了近20年的声成像研究,为声学界作出了重大贡献,并于1935年完成了液面成像装置[1,2].其后由于技术上的种种原因,超声成像研究进展缓慢.60年代末,由于电子技术、计算机技术和信号处理技术的飞速发展,声成像研究恢复了生机.70年代形成了几种较成熟的方法,大量商品化设备上市,在医学诊断中得到极其广泛的应用,在工业材料超声检测中逐渐得到应用.
超声成像就是用超声波获得物体可见图像的方法.由于声波可以穿透很多不透光的物体,故利用声波可以获得这些物体内部结构声学特性的信息,声成像技术将这些信息变成人眼可见的图像,即可以获得不透光物体内部声学特性分布的图像.
1 扫描超声成像[3]
1944年,美国的F.A.F ierstone发表了采用超声脉冲法探伤仪的报告[1].1946年,英国的D.O.Sp ron le研制成第一台A型脉冲反射式超声探伤仪[1].
超声脉冲回波在示波管荧光屏上可有不同的显示方式.所谓A扫描是指,荧光屏上x 轴代表脉冲回波渡越时间或缺陷的距离,y轴表示回波的幅度.
Ξ收稿日期:2001211215
作者简介:庞 勇(1973-),女,硕士研究生.从事专业:测试计量技术及仪器.
将示波管和电子束作强度调制,即用荧光屏上的每一点代表被测样品某个截面上的一个点,而用该点的亮度大小表示从样品上对应点测得的回波振幅的大小,就得到B ,C ,D 显示方式.B 扫描所显示的是与声束传播方向平行且与样品的测量表面垂直的样品剖面;D 扫描所显示的是与声束平面及测量表面都垂直的剖面;C 扫描所显示的则是样品的横断面.为了挑选出从某一深度回来的出超声信号,要用一个电子闸门.改变电子闸门延迟时间,就能测到物体在不同深度的横断面的像.
随着ND T 工作向ND E 工作的发展,要求获得图像更准确、更精确.于是产生了A -
B ,A -
C ,A -B -C 等组合的成像设备
.如清华大学的陈戈林、郭艳林等于1993年研制成功了THM U T -1型多功能宽带超声检测仪[4],可同时完成A ,B ,C (多断层)、声显微镜等多种功能.
其它还有P 扫描[5].P 扫描是“投影成像扫描”的简称,是专为检测焊缝而开发的.2 超声波显像[6]
声波是力学波,它会改变传播介质中的一些力学参数,比如质点位置、质点运动速度、介质密度、介质中应变、应力等,液体中还引起辐射压力.利用这些参数变化可以使声波成为可见.
1937年,Poh l m an 制成第一台声-光图像转换器[1],我们称它为坡尔曼盒.这个盒子透声、装满液体,液体中悬浮大量无规则排列微小铝片,当超声波穿过坡尔曼盒时,在声辐射压力作用下,铝片取向变化,于是就显出声场分布.
到目前,最有效而常用的声波显示方法是施利仑法(Sch lieren )[6]和光弹法[6].施利仑法的根据是声波导致介质密度变化,而后引起光折射率的改变.光弹法成像原理是,超声引起应力,在各向同性固体中,应力产生光的双折射效应,光通过应力区后,偏振将发生变化.光弹法20年代已有应用,80年代,我国著名声学专家应崇福和他领导的小组用动态光弹法系统研究了固体中的超声散射,把这个方法的价值提到了新的高度.在他们的散射研究中,首次目睹了声波沿孔壁爬行,在材料棱边内部的散射和在带状裂缝的散射,还首次窥见了兰姆波和瑞利波,观察了前者在板端的散射,后者绕材料尖角的散射.他们提高了动态光弹法的显示清晰度,80年代前期的光弹照片质量之高在国际上已属罕见.3 超声全息[5,7]
超声全息法是利用干涉原理来记录被观察物体声场全部信息(振幅分布和相位分布),并实现成像的一种声成像技术和信息处理手段.
40年代,Cabo r 论证了用相干光将三维图像记录在二维照相底片上的可能性[1],这就是全息照相.60年代后期,全息概念才进入超声领域.
早期的声全息完全模仿光全息的方法,重建像有严重的深度畸变,没有实用价值.目前比较活跃的声全息方法与光全息方法不同.扫描声全息大致分为两类,一类是激光重建声全息,它是用一与入射波同频率的电信号与探测器的输出电信号相加,用叠加信号的幅度去调制荧光屏光点的亮度,在荧光屏上形成全息图.将全息图拍摄下来,再用激光照射
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全息图,获得重建像.另一类是计算机重建声全息,它是利用扫描记录到的全息函数与重建像函数之间是空间傅氏变换对的关系,直接由计算机计算而实现的重建,由于它不需要拍摄全息图,故又称为无全息图重建.近场声全息是全息研究的一个生长点,可以达到远小于工作波长的分辨率,适用于检测物体的低频表面振动.
4 超声显微[7]
超声显微镜是利用声波对物体内力学特性进行高分辨率成像研究的系统和技术.
1974年出现了第一台超声显微镜[5],并成功得到了一生物试样的超声像.
1970年,生物学家们提议在美国设置两个研究组研制声学显微镜[1].一个在斯坦福大学Stanfo rd U n iversity,由Q uate教授主持,采用SAM(Scann ing A cou stic M icro scope)方案,我们叫作机械扫描显微镜.一个在泽尼斯无线电公司(Zern ith R adi o Co rpo rati on)采用SLAM方案(Scann ing L aser A cou stic M icro scope),我们叫作激光扫描声学显微镜. 1984年,Q uate教授获得了成功.
5 相控阵法[7]
超声检测中,往往要进行声束扫描.常用的快速扫描方式有机械扫描和电子扫描.机械扫描又有线扫描、扇形扫描、弧行扫描和圆周扫描等几种形式,而电子扫描则也有线形和扇形扫描这两种形式.相控阵成像是通过控制换能器阵中各阵元激励(或接收)脉冲的时间延迟,改变由各阵元发射(或接收)声波到达(或来自)物体内某点时的相位关系,实现聚焦点和声束方位的变化,完成声成像的技术.
6 ALO K超声成像[8]
ALO K是“振幅-传播时间-位置曲线”的缩写,其成像基本原理如图1所示,在采集数据时,不加时间闸门,测量系统记下探头在测量点P i得到的回波串中所有的正峰值及其出现的时间.根据几何声学原理,回波的传播时间在重构空间中确定一条弧,许多圆弧的交点就重构出缺陷的像点.ALO K成像系统已用于核电站作役前和在役超声检测.它是目前获得实际应用的少数高级成像系统之一.
7 合成孔径聚焦成像(SA FT)[9]
合成孔径聚焦超声成像是自70年代发展起来的一种超声成像技术,它是由合成孔径雷达技术发展过来的.在这项技术中,应用小孔径换能器和较低的工作频率获得高方位分辨率,突破了经典理论的限制.
成像原理如图2所示,用换能器阵列的各振元接收来自同一物点的声信号,并对所得相应声信号引入适当的时间延迟,使它们同时到达输出端作叠加输出,就实现了对该物点发出的声波的聚焦接收.这就是合成孔径聚焦成像.
这种成像的分辨率高,能在近场区工作,并能实现三维成像
.
图1
基本原理图图2 成像原理图
8 超声CT [3,10,11]
早在1957年,美国物理学家A .M .Co r m ak 教授就在哈佛大学电子加速器实验室研究
重建图像的数学理论.1963年,第一个提出X 2CT 理论[12],即我们熟知的以投影切片定理
为理论基础的傅立叶变换重建图像.英国E M I 公司中央实验室电子工程师G .N .Houn sfield 避开数学计算,从实验角度解决物体断面吸收值问题,形成了实验成像理论[12].他们几乎同时推出第一台医用CT ,1979年,共同获得诺贝尔医学奖[12].
超声CT 由X 2CT 引申而来,可以获得声速、声衰减系数、声散射系数及非线性参数等量的定量图像.目前的超声CT 主要有透射型和反射型两种.图像重建基于两种理论:射线理论(几何声学理论)和衍射理论(波动声学理论).衍射理论中,将物体看成声学量(密度、声速等)连续变化的非均匀体,根据波动方程来求解声波的传播及散射声场.在这些复杂的求解过程中,往往需要做一些简化假定(如密度为常数,声速变化很小等),并采用Bo rn 近似或R atov 近似等求解波动方程的近似理论.结果,这些近似反而引入较大的误差,致使衍射理论用于重建像并不比射线理论高明.
1979年,美国学者S .J .N o rton 提出单发单收反射式超声CT 成像方法[11],由于这个方法实验条件简单,能同时得到重建像的纵向横向高分辨率而受到人们的重视.中国科学院武汉物理研究所的兰从庆、陈彦华等人在这种成像理论的基础上,做了大量深入的工作[10,11,13～16].在理论上,实现上,应用上都做出了相当的成就.
对于单发单收超声反射CT ,当声换能器离成像物体较远时,可采用X 2CT 中的滤波-逆投影方法(FB P )进行重建;当距离较近时,上述方法得到的重建像会大大失真.兰从庆、陈彦华等提出了一种叠代修正方法[10],使重建像明显改善.他们提出了时域反卷积算法用于提高超声反射CT 成像分辩率[14].1993年,完成了无损检测超声CT 成像装置[11].在超声CT 的无损检测应用中,提出了在FB P 方法的基础上,采用沿圆弧后投影的方法[11],也得到了很好的重建效果.他们还把超声CT 用到生物样品的成像中[16].1999年,研制成功了水浸式超声检测成像系统,能完成A 2B ,A 2C ,B 2C 实时扫描成像及CT 和
SA FT 等多种功能,具有很高的实用价值[17].
上述所有成像方法中,B 扫描和多普勒超声成像在医学诊断中已得到了广泛的应用.在无损检测中,随着ND T 向ND E 方向的转变,对图像质量的要求日益提高,多种扫描方式合成三维图像将以其简单实用、可行的特点而成为超声成像的一个发展方向.相控阵法将以其高效、精确、简单的优势而受到人们的重视.
3
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A Su mmary of Ultrason ic I mag i ng M ethods
PAN G Yong,HAN Yan
(D ep t.of E lectronic Engineering and Info r m ati on Science,N o rth Ch ina Institute
of T echno logy,T aiyuan030051,Ch ina)
Abstract:A i m To discu ss the m ain u ltrason ic i m aging m ethods,ru les and
h isto ry.M ethods Several m ain u ltrason ic i m aging m ethods are in troduced,
inelnde,the h isto ry,theo ry,traito r,app licati on and developm en t fo r each one.
Results and Conclusion D evelop ing trend of th is techno logy w as show n.
Key words:U ltrason ic i m aging;N ondestructive testing;D ata p rocessing
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。
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,
【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
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：
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
2超声医学成像技术的发展历史 超声显像是50年代后期发展起来的一种新型非创伤性诊断的临床医学新技术。它是研究和运用超声波的物理特性、成像原理以及人体组织器官的解剖、生理、病理特征和临床医学基础知识，以观察人体组织、器官形态和功能变化的声像表现，然后分析归纳，探讨疾病的发生发展规律，从而达到诊断与治疗疾病的目的。 早在1942年奥地利K. T Dussik使用A型超声装置来穿透性探测颅脑，并于1949年成功地获得了头部(包括脑室)的超声图象11110 1951年Wild和Reid首先应用A型超声对人体检测并报道了了乳腺癌的回声图象[l2】。1954年Donald应用超声波作妇产科检查，随后开始用于腹部器官的超声检查。1965年Lallagen首先应用Doppler法检测胎心及某些血管疾病。1973年荷兰Bon首先报道实时超声显像仪，它是最早真正用于检查诊断心脏病的切面实时超声显像仪[}31a 70年代脉冲多普勒与二维超声结合成双功能超声显像，能选择性获得取样部位的血流频谱。快速傅立叶变换技术的应用，使得超声成像可以取得某些以前只有用侵入性方法才能获得的血流动力学数据。80年代以来，超声诊断技术不断发展，应用数字扫描转换成像技术，图象的清晰度和分辨率进一步提高。脉冲与连续频谱多普勒联合应用，近一步提高了诊断的准确性。80年代彩色多普勒新技术的兴起，能实时地获取异常血流的直观图象，不仅在诊断心脏瓣膜疾病与先天性心脏疾病方面显示了独特的优越性，而且可以用于检测大血管、周围血管与脏器血管的病理改变，在临床上具有重要的意义。1992年McDicken 等人率先提出多普勒组织成像技术，随后此技术被广泛应用于临床分析心肌活动的功能，为临床心脏疾病的诊断与治疗提供了一种安全简便、无创的检测手段[(81。自60年代开始萌芽的三维超声技术在90年代开始成熟，出现了一些商业系统，并逐步用于临床，在很多应用领域表现出了优于传统二维超声的特性。近年来，超声医学成像技术处于快速发展中，很多新技术，如造影成像、谐波成像、心内超声成像等技术都在临床上得到了应用。 纵观超声医学成像技术的发展历史，可以看出超声医学成像技术沿着从低维到高维(一维、二维到三维和动态三维，即四维)和从解剖结构到功能成像的道路在发展。所以，本论文所研究的超声心脏图象的多维多参数功能重建符合超声医学成像技术的发展规律。 无论是一维、二维还是三维超声成像系统，其成像原理都是脉冲回波成像。而且，现有的绝大多数的三维超声系统，均是利用一系列二维B-Scan图象经后处理方式重建后得到三维图象，考虑到系统的通用性以及一些技术上的问题，一般不会直接从超声探头获取信号并做低层次的处理，所以，现有的三维超声系统的性能和技术特性受到传统二维超声的限制，在二维超声中存在的伪像必然要影响到后继的三维重建过程。因此，下面将简要介绍脉 冲回波成像原理以及一些常见的医学超声断层成像技术。 2.1脉冲回波成像原理 超声显像系统一般由换能器(探头)、发射电路、接受电路和显示系统等主要部分组成。也可分为主机和探头两大部分。由具有压电效应的天然或人工材料制成压电晶片所构成的探头，其内加电压后产生振动的陶瓷薄膜借助逆压电效应沿一定方向发出相应频率的超声波。探头接触皮肤后在非常短的时间内超声波入射到人体(约1/10万秒)，并且，大约以1530m/sec 的速度在体内组织中传播。由于人体不同脏器或同一脏器内的组织结构存在一定的声阻抗差，超声波在体内传播过程中遇到不同阻抗的界面后便产生反射，反射回来的声波被探头谈受，探头内的晶片借助于正压电效应，将接收的声波能量转换为电能。这些被探头接收到的微弱高频电信号经主机增幅和检波等复杂处理，然后以不同方式显示出来，常用的有A型、B型和M型等。 2.2 A型超声诊断技术
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、
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
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：
百胜超声弹性成像及定量分析(Real-time Elastography Imaging with Quantity ElaXto TM) 百胜超声弹性成像技术-ElaXto TM利用非相干的射频信号频谱应变估计法，分析肿瘤或其他病变区域与周围正常组织间弹性系数的差异、在外部压力作用下产生应变大小的不同，以黑白、伪彩或者彩色编码的方式显示，来判别病变组织的弹性大小，从而实现临床应用中的鉴别诊断。 技术原理： ElaXto TM超声弹性成像技术，亦称实时应变成像技术Real-time Elastography Imaging，其基本原理为：根据不同靶组织（正常及病变）的弹性系数不同，在加外力或交变振动后其应变（主要为形态改变）的不同，收集靶组织在某时间段内的各个片段信号，通过主机处理，再以黑白、伪彩或者彩色编码的方式显示，最终通过对弹性图像的判读诊断靶组织的良恶性质或者组织的特性【图表1】。 图表1：用不同的方式显示组织弹性 在相同外力作用下，弹性系数大，引起的应变小；反之，弹性系数小，相应的应变大。也就是说在同等压力条件下柔软的正常组织变形超过坚硬的肿瘤组织。施加一个外力后，比较加压（用超声探头紧压病变）前后靶组织弹性信息的超声图像、前后病变的应变来说明靶组织的硬度，后者是鉴别病变性质的重要参数。超声弹性成像即是利用生物组织的弹性信息帮助疾病的诊断。 弹性成像技术实现方法 1）弹性成像技术实现方法 这一成像技术一般采用两种方法实现：相干法和非相干法。 相干法：通过互相关技术对施压前、后的射频信号进行时延估计，可以计算出组织内部不同位置的移动，进而计算出组织内部的应变分布情况[1]。 Strain=(△t1-△t2)/△t1 =[(t1b-t1a)-(t2b-t2a)]/(t1b-t1a) 其中t1a，t1b表示没有加压前回波中相邻两个回波界面的回波位置（度量单位为时间），t2a，t2b表示压缩后这两个回波的位置。△t1，△t2是两个波的时延。 相干法要求组织和系统保持相对的稳定。但是由于组织压缩，相应的回波信号会产生不同程度的畸变，每段信号可能与原信号部分地重合，因此时延计算的结果不够准确。为了消除波形畸变对时延估计的影响，有一些改进的技术出现，如对数压缩法、1比特量化法和压缩扩展法（Companding）等。 非相干法：百胜使用的射频信号频谱应变计算法就是一种非相干的方法[2]。由于组织的压缩，回波信号会在时域内表现出一定的压缩，在频域内将产生对应的扩展。波形的压缩和扩展都和组织内部的应变分布有关。通过对发出的原始跟
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。
生物医学超声三维成像简介 姓名：黄金盆学号：MG1423074 超声（简称US）医学是声学、医学、光学及电子学相结合的学科。凡研究高于可听声频率的声学技术在医学领域中的应用即超声医学。包括超声诊断学、超声治疗学和生物医学超声工程，所以超声医学具有医、理、工三结合的特点，涉及的内容广泛，在预防、诊断、治疗疾病中有很高的价值。 超声医学影像技术作为医学影像学的一门新兴学科，经历了从A超、M超、B超、彩色多普勒超声几个阶段。三维超声成像技术（three-dimensional ultrasono-graphy）的研究始于20世纪70年代，由于成像过程慢，使用复杂限制了其在临床上的使用。最近随着计算机技术的飞速发展，三维超声成像取得长足进步，已经进入临床应用阶段。 三维超声成像分为静态三维成像和动态三维成像[1]，动态三维成像由于参考时间因素，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[2]。 1、1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。 1、2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。 1、3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