高信息率容积超声成像

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1、? 304? ?中华医学超声杂志 (电子版 ) 2010年 2月 第 7卷 第 2期 Chin JM edU ltrasound ( Electronic Edition), February 2010 , Vol 7 , N o . 2?超声技术新进展?高信息率容积超声成像Kutay Ustuner? ? 实时容积成像是一种相对较新的超声成像临床应用, 但受到超声成像系统信 息率的限制。随着集成电路技术的进步以及计算和处理能力大幅提高, 已经可以 打造出具有更高信息率的超声成像系统。 一、 导言 实时成像是超声成像在众多医疗成像模式中独树一帜的基本功能之一。与 CT或 MRI等其他成像模式相

2、比, 超声的优势明显, 特别是在时间精确度与空间 精确度都同样重要的临床应用中, 实时成像更为重要。时间信息对超声心动成像 至关重要, 它可以用来进行实时室壁运动观察和动态血流成像, 以及心脏手术监 控, 如更换和切除心脏瓣膜。此外, 得益于超声成像的实时性, 临床医师可以在扫 描过程中直接与患者进行互动。 实时成像系统的关键指标是信息率, 这个简单的指标包含了图像质量中众多 的关键指标, 如时间分辨率、 成像区域、 穿透力、 细微分辨率和对比分辨率。事实 上, 成像系统的信息率决定了实现最优图像质量和检查效率的上限, 从而有助于 提升诊断信心, 加快工作流程。超声成像系统的操作人员经常通过调

3、整诸如成像 频率、 成像宽度、 线密度等设置, 为特定临床应用或患者选择适当的参数。例如, 可以通过降低穿透力和时间分辨率, 来提高成像频率, 改善细节分辨率; 也可以通 过缩小视野, 降低成像宽度或显示深度, 从而提高时间分辨率, 诸如此类。 随着临床应用的新成像技术不断涌现, 现有平台的信息率已经成为瓶颈。现 在实时容积成像是最具挑战性的应用, 如果不能显著提高系统信息率, 就只有大 幅降低时间分辨率、 细节分辨率和对比分辨率以及穿透力, 才能将视野从二维断 层扩展至完全三维容积。此外, 诸如空间与频率复合成像、 组织弹性成像和造影 成像等诸多特殊的成像技术的性能, 也受到系统信息率的限制

4、。这些技术要求对 每一观察部位发射多次脉冲及接收回波, 以便采集关于组织反馈的角度或频率的 相关性、 提取非线性信号、 组织硬度和对比度等参数的信息。因此, 有限的信息率 要求取得视野、 时间分辨率或成像质量的折衷。 二、 信息率 为了进一步深入讨论实时成像系统, 必须定义信息率, 详细阐明影响信息率 的因素。对于实时容积成像引擎的信息率, 或者说每秒钟获取的信息量, 等于每 个容积包含的信息乘以时间分辨率。计算公式: 信息率 = 信息 /容积 时间分辨 率? ? 作者单位: 西门子医疗 (美国 )超声事业部中华医学超声杂志(电子版 ) 2010年 2月 第 7卷 第 2期 Chin JM e

5、d U ltrasound ( Electronic Edition), February 2010 , Vo l7, No . 2? 305? ? ? 时间分辨率是检测运动的能力, 等于容积率, 或者说每秒钟生成的容积图像 数量 (对于二维成像, 即帧速率或帧 /s)。关于容积率的图形演示 (图 1A)。反过 来, 每个容积包含的信息等于容积大小乘以信息密度, 或者说每单位容积包含的 信息 (例如, 每立方厘米 )。计算公式: 信息 /容积 =容积大小 信息密度 容积大小取决于容积成像的两个侧面即方位角和仰角的宽度, 以及穿透力, 即包含信息的最深深度 (图 1B)。计算公式: 容积大小 =

6、方位角宽度 仰角宽度 穿透力 信息密度是表示组织回声差异可检测性的指标。信息密度与细微分辨率和 对比分辨率成正比, 计算公式: 信息密度 =细微分辨率 对比分辨率,=CNR2分辨单元大小? ? ?图 1A? 容积率是指每秒钟生成的容积图像数量 ? ? ? 图 1B? 容积大小取决于容积成像侧面的方位角和仰角宽度以及穿透深度 ? ? 细微分辨率决定了紧密相邻的细微声学差异的可检测能力。细微分辨率与 点扩散函数中的分辨单元大小或容积成反比。对比分辨率 (注意不要与图像对 比度混淆 )决定了可分辨结构的可检测性, 是表示声噪声程度有多低的指标。对 比分辨率指标是对比噪声比 ( CNR)。计算公式:C

7、NR=? I ? 其中, ? I是对象的平均亮度, 表示回声或信息的平均值。本文假设单一 ? I , 以 使测定对象保持独立。 ?是声噪声的逐点标准差。本文假设平台的动态范围足 以防止饱和或削波, 并且量子化不是主要的噪声源。 总而言之, 信息率与细微分辨率、 对比分辨率、 时间分辨率 (容积率或帧频 ) 以及视野 (容积大小或帧大小 )成正比。信息率将这些众所周知的信息参数融合 成 1个实时成像系统的十分重要的指标。要改善其中任何一个信息参数而不损 失其他信息参数就要求平台具备更高的信息率。图 2阐明了这一点, 虚线曲线和 实线曲线分别表示了旧平台和具备更高信息率的新平台可实现的最高容积率,

8、 它? 306? ?中华医学超声杂志 (电子版 ) 2010年 2月 第 7卷 第 2期 Chin JM edU ltrasound ( Electronic Edition), February 2010 , Vol 7 , N o . 2是多个参数的函数 (细微分辨率 对比分辨率 容积大小 ), 请注意容积率与其 余参数之间的反比关系。例如, 对于特定目标细节分辨率、 对比分辨率和容积大 小 (垂直箭头 ), 提高容积率的唯一办法就是提高信息率。否则, 这 3个相关参数 中的 1个或多个参数的性能会受到影响。 相关联的参数中的任何一个或两个参数与其余的参数之间, 也存在同样的反 比关系;

9、例如, 对比分辨率与细微分辨率 容积率 容积大小之间; 容积大小与细 微分辨率 对比分辨率 容积率之间; 或者容积率 容积大小与细微分辨率 对 比分辨率之间。 此外, 除可能存在的系统信息率限制之外, 患者身体也可能对一个或多个参 数造成限制。例如, 在超声心动图检查中, 决定最大窗口的肋间隙大小和决定穿 透力的成像频率要求限制了细微分辨率。对于超声心动图检查, 提高信息率将直 接改善容积率、 容积大小和对比分辨率。图 2? 平台的信息率限制了信息参数? ? 三、 适用于实时三维成像的高信息率成像系统 当今二维超声系统的成像引擎的信息率不足以实现全容积实时三维成像和 对靶器官执行部分容积取样。

10、只有采用了高信息率的成像引擎, 才可支持实时全 容积成像。图 3所示概念框图展示了高端成像引擎的主要组件, 即声束形成器 (前端 )、 成像单元和成像处理器 (后端 )。前端负责驱动探头, 并采集空间域、 时 间域和参数域等等数据。成像单元负责将前端提供的空间域、 时间域和参数域数 据合成为图像; 后端负责图像增强, 并将它从声学扫描坐标转换成显示 (卡迪尔 ) 坐标, 然后显示图像。实时容积成像要求使用高灵敏度的二维矩阵阵列。这些阵 列需要拥有数千个晶片, 能够在方位角和仰角方向进行电子偏转和聚焦。为了减 少电缆数量, 将一些前端功能移到探头手柄中。探头手柄中的电子元件被视作成 像引擎的 1

11、个组成部分。高信息率成像引擎的两个最重要属性是其前端并行声 束形成能力和相干图像形成能力。前端的实时并行声束形成能力可以支持高达 64个并行声束, 专有的三维相干图像形成技术即相干容积形成技术 ( coherent中华医学超声杂志(电子版 ) 2010年 2月 第 7卷 第 2期 Chin JM ed U ltrasound ( Electronic Edition), February 2010 , Vo l7, No . 2? 307? ?volum e formation , CVF), 可以按每秒 160MB的信息量持续形成三维图像。 1 . 并行声束形成器: 前端负责采集 3种类型的

12、数据, 即空间域、 时间域和参数 域数据。空间域数据提供了最多 3个空间中的结构信息; 时间域数据提供了组织 运动和血流信息; 参数域数据提供了关于组织反应的角度、 频率相关性以及关于 诸如非线性信息、 组织硬度等声学属性的信息。在采集数据时, 前端子系统的发 射端声束形成器以每秒数千次的速率, 将特定形状的脉冲精确准时的发射到体 内。然后, 接收端声束形成器将响应每个发射的脉冲, 通过并行实时处理接收到 的回声, 形成多个声束。接收端声束形成器生成的并行接收声束数量决定了成像 系统可以实现的最高信息率。 声波在组织中的传播速度是大致固定的 (约 1540 m /s), 这从物理上限制了 前端

13、每秒钟可发射的脉冲的最大数量。脉冲抵达感兴趣区的最深处, 再返回到探 头晶片需要数百微秒。为了防止回声模糊, 应在收到上一个脉冲的回声之后, 再 发射下一个脉冲。例如, 对于深度为 16 c m 的感兴趣区, 脉冲往返的传播时间约 为 200 ms , 因此, 每秒钟只能发射约 5000个脉冲。图 3? 成像引擎概念框图? ? 虽然声波的传播速度限制了最高脉冲重复频率, 但容积大小、 目标容积率和 侧向分辨率决定了每秒钟需要发射的声束总数。例如, 要形成目标容积率为 25 容积 /s的全容积 ( 90! 90!), 经胸超声心动图要求每秒形成 100 000至 200 000 个声束, 这取决

14、于侧向分辨率的高低。仅仅利用 5000次脉冲发射形成这么多声 束, 前端子系统必须在每次脉冲发射形成 20至 40个并行声束。对于组织运动、 血流或诸如非线性响应等参数的实时成像来说, 即使相同的容积大小也需要数量 更多的脉冲 ? 回声次数, 因此要求更高的并行声束数量。 2 . 相干容积形成器: 成像单元以声束的形式接收前端子系统采集的多域、 多 维度数据。然后, 成像单元对这些波束进行过滤、 合成, 生成感兴趣区内的一个或 多个参数的优质图像。在执行振幅检测和对数压缩时, 成像单元被划分为两个重 要的子系统, 即负责分析相位敏感信号处理的相干成像单元和负责对非相位敏感 振幅 (视频 )信号

15、进行对数压缩非相干成像单元。 1996年, Acuson Sequoia平台首 次采用相干成像单元, 以实现高质量双声束运行, 并保存二维成像的像素间相位? 308? ?中华医学超声杂志 (电子版 ) 2010年 2月 第 7卷 第 2期 Chin JM edU ltrasound ( Electronic Edition), February 2010 , Vol 7 , N o . 2信息。相比于当时市场上的其他高端超声成像系统, 该系统能够在一半的时间内 提供两倍的信息, 信息率提高至 4倍。最新的相干成像单元专为支持高级相干容 积形成技术而设计。CVF技术可以对接收端声束形成器生成的声

16、束相位进行校 准, 并执行相干或相位敏感度处理。这种相位敏感度处理具有两个重要作用, 首 先, 在成像单元中, 在振幅检测阶段丢弃三维像素间的相位信息之前, 该过程捕捉 了这些相位信息。这样成像系统就能保存这些相位信息, 从而维持较高的信息 率。其次, 这个过程也是实现多达 64倍并行声束的关键所在, 并且能使高质量多 声束在方位角和仰角方向上实现可编程声束分布。这一点是利用 CVF执行反向 发射聚焦来实现的。相干成像单元是实现高信息率和优质成像的关键组件, 与前 端子系统中杰出的并行声束形成能力相得益彰。最新的超声系统的成像单元的 处理能力高达每秒 160M Pixe,l是 Acuson Sequoia系统的每秒 10M Pixel的信息 率的 16倍。图 4展示了相干容积形成技术的优势。图 4A显示了以 20容积 /s 的速率进行扫描的全容积成像, 未采用传统的门控采集并将多次心跳采集的数据 进行拼接。利用容积中部的剖面, 可以看到心脏内部。要在全容积成像中实现这 样高的时间分辨率, 要求很高的声束形成器处理带宽, 这超出了二维平台的支持 能