断层超声成像范文

断层超声成像范文（精选7篇）

断层超声成像 第1篇

1 资料与方法

1.1 研究对象

以盆腔器官脱垂为主诉来我院盆底门诊就诊患者,经临床触诊确诊肛提肌撕脱者50例。平均年龄51(28~76)岁,平均产2.3(1~8)个,其中38例有阴道分娩史。

1.2 仪器

使用GE Voluson E8三维超声仪,4~8 MHz三维探头。检查时探头表面覆盖塑料薄膜,扫描角度设置为90°,容积获得角度是85°,采集平面是经会阴正中矢状切面。

1.3 临床检查

每一受检者均知情同意。受检前排空膀胱,避免月经期。由妇科医生进行肛提肌触诊,判断有无肛提肌撕脱,及撕脱位置。

1.4 4D超声检查

经触诊确定为肛提肌撕脱的受检者均接受4D超声检查。在截石位,启用4D超声,采集静息、Valsalva动作、及最大盆底收缩时的容积数据并保存,患者离开后合适时间进行TUI分析。TUI的设置以最小生殖裂孔(LH)前后径为基准线,以2.5mm为间隔,成像8个平面,即基准线下方5mm内的两个面,基准线上方12.5mm内的5个面。LH最小前后径的确定采用DIETZ等[10]阐述的方法,即在正中矢状面上耻骨联合后方高回声与肛提肌在肛门直肠角处的前缘间的距离,该确定最小径线方法的可靠性已被证实。

1.4.1 肛提肌损伤评分

TUI上计数存在肛提肌损伤的平面及每个平面上是单侧还是双侧损伤。评分范围是0~16,即8个平面上双侧均无损伤和双侧均有损伤。

1.4.2 肛提肌损伤宽度测量

沿肛提肌中心轴方向,测量肛提肌可识别断端与盆壁间距离(即与耻骨下支和/或闭孔内肌间距离)。

1.4.3 提肌裂孔面积

分别测量静息状态及Valsalva动作时提肌裂孔的面积。

在经临床触诊和TUI检查均为肛提肌撕脱的患者中随机抽取20名,分别由两名超声医生互盲情况下对容积数据进行肛提肌损伤评分。

1.5 统计学分析

采用SPSS 16.0软件进行统计分析,计量资料采用均值±标准差表示,均值的差异性通过t检验比较,等级资料的差异性通过方差分析比较。可重复性及相关性以相关系数(ICC)表示,ICC在0.20以下为可靠性差,0.21~0.40为可靠性一般,0.41~0.60可靠性适中,0.61~0.80可靠性好,0.81~1.0可靠性非常好[11]。

2 结果

2.1 TUI图像分析

2.1.1 观察肛提肌撕脱

正常肛提肌在横切面上起于两侧耻骨下支背面,向后方绕过尿道、阴道和直肠的外侧,在肛管直肠连接处的后方,两侧融合,形成“U”形袢状结构。肛提肌呈条带状高回声,内部回声较均匀。肛提肌的撕脱是以肌肉与盆壁连接处与尿道的间隙增大为特点,据文献报道临床触诊此间隙增大具有可重复性,同时MRI检查有相似的相参数描述此间隙,即“提肌联合间隙”,以肛提肌连接处与耻骨联合间距表示[1,2,3,4]。在本研究中,在临床触诊确定肛提肌撕脱50例患者中,TUI检查诊断肛提肌撕脱36例。

2.1.2 肛提肌损伤评分

肛提肌左侧支单侧损伤7例(图1),右侧支单侧损伤11例(图2),双侧支损伤18例(图3)。在一些病例中,损伤在全部8个切面均可见,为单侧或双侧;一些病例则是只在部分切面中可见损伤。损伤评分均值为7分(2~14)。

2.1.3 肛提肌损伤宽度测量

肛提肌损伤最大宽度平均值是(18.6±6.4)mm。

2.1.4 提肌裂孔面积变化

提肌裂孔面积变化平均值(7.70±5.59)cm2(2.01~24.17cm2),即Valsalva动作时面积减去静息状态下面积。

2.2 TUI诊断价值

TUI诊断灵敏度是64%,特异度是88%。

2.3 相关性分析

肛提肌损伤评分与提肌裂孔面积变化有一定相关性(ICC=0.27)。

肛提肌损伤宽度与提肌裂孔面积变化有一定相关性(ICC=0.47)。

2.4 可重复性分析

两个医生对20例患者的测量中,肛提肌损伤评分可重复性适中(ICC=0.54),肛提肌损伤宽度测量可重复性较好(ICC=0.78)。

3 讨论

肛提肌是盆底肌最为重要的组成部分,是由许多细小的带状肌束呈叠瓦状相互覆盖、铺展形成的一对薄片肌,分为耻尾肌、耻骨直肠肌和髂尾肌等。肛提肌的各个部分相互协调作为一个整体发挥着功能作用,在静息、收缩、腹压增高时对盆腔脏器的支持和功能发挥起着至关重要的作用[12]。肛提肌功能正常时,盆腔器官保持在肛提肌板之上,静息状态下远离生殖裂孔;当腹腔内压力增加时,盆腔内器官被推挤向骶骨窝,肛提肌能够防止其下降。同时,肛提肌的收缩还能够将盆底器官向前移至耻骨联合处,这种作用能将尿道挤压于耻骨联合背侧,起到关闭尿道的作用。肛提肌收缩的同时,还可使肛直角变小,从而起到控制排便的作用。相反,肛提肌舒张能够协助排尿及排便动作的发生[13]。

研究证明,分娩、手术损伤和衰老等因素引起的肛提肌结构损伤及功能障碍,将会出现相应的临床症状,如肛提肌收缩功能发生障碍时,将会出现大小便失禁以及盆腔器官脱垂;反之将会出现排尿、排便困难。临床较常见的为肛提肌收缩功能障碍引起的尿失禁和盆腔器官脱垂[13]。肛提肌结构损伤的主要形式是肛提肌与耻骨下支及盆壁连接处的撕脱[4,5]。

因此清晰、直观的显示肛提肌结构和功能的改变,有助于临床医生对盆底功能障碍性疾病的理解及做出相应的临床决策[14]。目前常见的检查方法有临床触诊和MRI检查。肛提肌损伤的触诊需要经过训练的,有丰富经验的医生,而MRI检查费用较昂贵,并且检查时间较长,体内放有金属埋植器的患者不适合该项检查,这些均限制了其在临床上的推广应用[8,9]。

随着超声技术的发展,超声检查以其同样对软组织具有的高分辨率,以及使用安全无禁忌证、操作简便等优势,在盆底检查中起到越来越重要的作用。特别是经会阴三维超声所采用的各项技术,可以获得与MRI相似的横切面,可以详细、直观的观察肛提肌[15]。但已有的三维超声技术,如Rendering成像和multi-plane成像,只能在一个方向即腹背侧方向评价肛提肌的损伤宽度,无法从头尾侧方向评价损伤的深度,因此定量评价肛提肌损伤有局限性。本研究中应用的超声容积成像的新技术TUI将MRI的横切面成像优势引进超声容积成像中,它可以按预先设置好的平面间隔,同时显示肛提肌及提肌裂孔的多个单平面成像,可使检查者一目了然的同时观察多平面成像,大大简化三维超声在盆底结构检查中的操作时间和技巧性,更为重要的是可以从头端至尾端充分完整的说明肛提肌的走形和与盆壁的连接程度,以及提肌裂孔的形状,一定程度避免Rendering成像和multi-plane成像对非几何体成像可能导致的假阳性[16],并且可以从腹背侧方向和头尾侧方向评价肛提肌的损伤,即可以对肛提肌损伤的宽度和深度进行评价,对肛提肌损伤有更全面更细致的理解。

本研究在选择研究对象时,采用了触诊作为筛选患者的检查方法,据文献报道[17],触诊特异性较高,与MRI的一致性较高。虽然MRI作为静息状态时检查肛提肌的金标准已得到认同,但功能状态下检查肛提肌的金标准尚有争论[18]。另外MRI耗时且昂贵,对患者不方便,触诊则相对而言患者更易接受,且无经济负担,还可对肌肉提供影像学检查无法提供的生物力学信息。已有国外研究采用以临床触诊作为金标准评价TUI测量提肌尿道间隙诊断肛提肌撕脱的效能性[19],因此从经济成本、患者接受度和实验可操作性综合考虑,本研究采用触诊作为研究对象的纳入标准选择方法。本研究得出TUI诊断肛提肌撕脱的灵敏度是64%,特异度是88%,即通过TUI检查排除肛提肌损伤的准确性较高,但假阳性稍高。

在用容积数据评价肛提肌损伤时,因为肛提肌收缩时,损伤表现更明显[20],因此本研究在评分肛提肌损伤及测量损伤宽度时采用了肛提肌收缩时的容积数据,肛提肌的最大收缩状态可以通过4D超声确定。TUI与4D超声结合检查肛提肌形态学异常可以达到之前的检查技术无法达到的程度。本研究中发现肛提肌右侧支的损伤(n=11)检出稍高于左侧支(n=7),而双侧支的损伤(n=18)检出则明显高于右侧支及左侧支的检出。与DIETZ等[21]应用3D超声Rendering技术检查肛提肌损伤的研究相比,双侧损伤的检出率增高,分析原因可能是TUI通过其多平面的优势可以增加单切面无法发现的小损伤的发现,因此提高了肛提肌双侧损伤的检出。

本研究通过TUI定量评价肛提肌损伤是通过计数可以识别的损伤平面(评分为0~16)及测量损伤宽度,从头尾侧方向和腹背侧方向同时评价肛提肌的损伤。通常的三维超声成像技术如Rendering和Multi-plane等,只能从腹背侧方向评价肛提肌的损伤。而TUI评分肛提肌损伤是从相对于参考平面(即最小提肌裂孔平面)的损伤深度分析,从本研究中可以看出同样是损伤,但损伤的程度可以不同,有单侧支和双侧支损伤,在一些病例中,损伤在全部切面均可见,而其他一些病例则是只在部分切面中可见损伤。因此TUI可以从两个方向提供肛提肌的损伤程度,使检查者获得的信息更全面、完整。

肛提肌损伤评分及损伤宽度与Valsalva动作时提肌裂孔面积大小有一定相关性(ICC=0.28,ICC=0.4),说明肛提肌撕脱的不同程度可导致肛提肌裂孔的大小发生改变的程度不同,即生殖裂孔的大小能够反映肛提肌的顺应性和弹性。但因相关性较小,说明影响提肌裂孔面积改变的因素不仅是撕脱的深度和宽度这些解剖因素,还应包含有其他重要因素,如生物力学因素等,未来可以进一步研究。

本研究从TUI诊断为肛提肌撕脱的患者中随机抽取了20个容积数据,由两位医生互盲情况下分析肛提肌的损伤,并进行了相关性分析,得出无论是肛提肌损伤评分还是损伤宽度测量,都具有可重复性,但损伤宽度测量的可重复性(ICC=0.76)好于损伤评分的可重复性(ICC=0.53)。分析原因可能是TUI在成像肛提肌损伤时,仍需一定的技巧性。

TUI成像可以定量分析肛提肌损伤的宽度和深度,并具有可重复性。TUI技术可以更详细地分析肛提肌损伤的病因学和病理学,从而可以对不同个体存在的不同危险因素和产科因素对不同个体所产生的不同作用做具体的解读。另外,TUI技术不仅可以确定肛提肌损伤的发病机理,还可以成为预测并初级预防肛提肌损伤的有用辅助工具。

摘要：目的 探讨TUI成像是否可以量化肛提肌损伤,研究TUI技术在盆底功能障碍性疾病诊断中的应用。方法 以盆腔器官脱垂为主诉来我院盆底门诊就诊患者,经临床触诊确诊肛提肌撕脱者50例。在截石位,启用4D超声,采集静息、Valsalva动作及最大盆底收缩时的容积数据并保存,离线进行TUI分析。结果 肛提肌左侧支单侧损伤7例,右侧支单侧损伤11例,双侧支损伤18例。肛提肌损伤评分与提肌裂孔面积变化有一定相关性(ICC=0.27)。肛提肌损伤宽度与提肌裂孔面积变化有一定相关性(ICC=0.47)。肛提肌损伤评分可重复性适中(ICC=0.54),肛提肌损伤宽度测量可重复性较好(ICC=0.78)。结论 TUI成像可以定量分析肛提肌损伤的宽度和深度,并具有可重复性。

断层超声成像 第2篇

电阻抗成像(electrical impedance tomography,EIT)作为功能性成像技术,尚处于实验室研究阶段,仅有少量的临床应用研究[1]。目前EIT的研究工作主要围绕二维圆形场域,电极均匀分布于被测对象周围,电极围成的整个截面作为成像区域。由于成像区域被电极包围,这种方式称为封闭式电阻抗成像(closed electrical impedance tomography,CEIT)。阻碍CEIT临床应用的因素很多,如:分辨率较低、电极位置不确定、计算场域模型和应用场域形状不一致、皮肤的接触阻抗等。CEIT模型的成像区域为圆形,尽管还可以变化为其他形状,然而人体各部位(如:胸、腹、手臂、腿等)的形状各不相同,与模型定义的形状很难吻合。

为了克服封闭式电阻抗成像电极位置不确定等问题,Mueller、Kao Tzu Jen等开始采用固定电极阵列,将成像目标从整个被测场域转变为浅表区域[1,2],形成了开放式电阻抗成像(open electrical impedance tomography,OEIT)。目前,国内鲜见有这方面的研究报道,本研究旨在对OEIT工作进行初步探索。文献[1]、[2]中OEIT采用矩形电极阵列,本研究中采用排电极,利用超声的扫描工作机制,通过排电极扫描被测体,成像目标仅是排电极下的浅层区域,但通过排电极的反复移动,而获得了整个被测体浅层区域的电导率分布。该方法有效解决了封闭式EIT在应用上电极间隔不等、放置不方便等问题。

2 EIT的原理和模型

2.1 OEIT电磁场边值问题的一般描述

从理论层面来看,OEIT研究实质上是一个低频电流场的正问题和逆问题求解。一般情况下,被研究区域的电流场被视为准静态场,此电场区域内的电位分布函数φ与该场域的电导率分布函数σ满足拉普拉斯方程:

其边界条件为:

式中,鄣Ω表示场域Ω的边界,f表示已知边界电位,j表示流入场域Ω的电流密度,υ表示场域边界鄣Ω的外法向单位向量。电阻抗成像的正问题是在已知电导率σ分布和边界条件的情况下求取场域内的电位分布φ,而逆问题则是利用已知的边界条件(2)、(3)求解方程(1)中电导率σ的分布[3]。

2.2 OEIT场域模型

图1描述了一种理想化的二维OEIT场域模型,由开放场域Ω和开放边界鄣Ω构成,电极阵列仅覆盖边界的一部分。图1表明开放式电阻抗成像的电磁场边界问题是一个约束不完备的边值问题。

严格求解整个开放场域电磁场边值问题其实并非必要。一方面,OEIT的目标是对电极下面的局部区域成像,所以应选择靠近电极阵列的适当区域作为研究场域;另一方面,电极注入的电流主要分布在靠近表面的局部浅层区域,离电极越远,电流密度越小。因此,可以在开放式场域Ω内人为确定一条边界,假定在此边界上的电流法向分量为零,这条边界称为虚拟边界,如图1中BC、CD、DA等3条虚线表示的边界鄣Ω2。虚拟边界鄣Ω2和开放边界上的AB段鄣Ω1构成一个完整边界,由此边界围成的封闭式矩形区域作为OEIT的建模场域,实际开放式电磁场边值问题转化为近似封闭式电磁场边值问题。

如果选择一个合适的场域模型高宽,继续增大高宽,电流注入后对电压测量产生的影响很小,可近似认为不产生影响,就可以确定该区域为开放式测量区域。参考超声成像,依据经验选择如图2所示的有限元模型。类似于超声,该模型对电极中间位置下的浅层区域(虚线以内区域)敏感,对虚线以外区域会产生比较大的误差,但是在应用中通过电极排的移动对被测物体进行扫描成像。

3 测量系统

开放式电阻抗断层成像测量系统的框图如图3所示,整个系统由正弦波恒流源、电极开关阵列、信号调理、数字相敏检波、DSP及USB接口构成。

3.1 正弦波恒流源设计

在电阻抗断层成像的测量系统中,对整个系统的测量精度具有较高的要求,首先激励信号需要有很高的频率稳定性及更小的波形失真率。如图4所示,系统采用直接数字频率合成技术(DDS)产生正弦波电压源,由DSP向DDS模块发出控制命令,修改弦波输出频率,DSP通过控制差分放大器AD8330的放大倍数来调节幅值大小,然后经V/I转换电路产生所需的正弦波恒流源。

在FPGA内设计DDS模块还有一个优点就是DDS内部信号与正弦波频率成倍数关系,ADC电路的采样时钟可取自于DDS的内部累加器的信号,这样ADC采样时钟与正弦波频率具有严格的相位关系。

针对电阻抗成像系统中恒流源输出阻抗受外部分布电容影响而急剧下降的情况,设计了阻抗补偿电路及输出阻抗检测模块,通过校正算法自动调整恒流源的输出阻抗至最大值[6]。

3.2 电极开关阵列

电阻抗成像中的测量模式不固定,开关阵列最能适应这种要求。电极开关阵列在DSP的控制下,完成命令中的电流注入电极与电压测量电极的选通。开关阵列通常由模拟多路开关构成,宜选用导通电阻很小的器件。

3.3 信号调理

注入电流到被测对象中,由此产生的表面电压信号则是与激励电流信号同频率的正弦信号,其幅度变化范围较大,通常的研究认为在100μV～10 mV。对信号放大调理电路的精度要求很高,要求噪声低,且放大倍数可调。系统中采用AD8331低噪声放大器,增益可通过DSP外接DA来设置放大倍数,满足电阻抗成像中动态放大倍数范围较大的要求。

3.4 数字相敏波部分设计

对于混有宽带高斯噪声或非相干干扰的正弦信号,为精确测量其幅度和相位,相敏检测是一种非常合适的测量技术,在FPGA中实现的数字相敏解调器的结构如图5所示。

通过Vr、Vq这2个分量就可以准确求出被测信号的幅值与相位,用于成像计算。

3.5 DSP与USB接口

DSP作为系统的主控制器,通过USB接口接收上位机的测量命令,与FPGA通信以设置系统的工作频率,系统工作电流的大小,差分电压的放大倍数、读取FPGA中相敏检波的结果求取幅值与相位。

4 试验研究

4.1 性能指标测试

图6为试验系统样机,系统SNR是OEIT测量仪的重要指标。对某对电极对上的差分电压测量K次,获得测量幅值A(k),k=1,2,,K,将SNR定义为K次测量值的均方根值与均方差值之比[6]:

采用琼脂作为测试对象,从1号和2号电极注入电流,测量7号和8号电极间的电压;调整注入电流大小,使被测电压值为1 mV时实验系统工作频率为200 kHz,电流从1号电极注入,2号电极流出,注入电流峰峰值为0.5 m A。选择7、8号电极间的电压差信号为测量信号,测量次数为1 000,测得系统SNR高达104 dB,满足了OEIT系统对测量精度的要求。

4.2 水槽物理模型的双目标成像

水槽试验如图7所示。水槽内盐水的电导率为300 mS/m,分别制作了两种不同电导率、大小均为8 mm8 mm60 mm的条状的琼脂置入盐水中作为成像目标。琼脂块的电导率分别为400、200 mS/m。

所成图像为黑白灰度图,浅色代表低电导率,深色代表高电导率。成像图中右侧为深色图像,左侧为浅色图像,与实际电导率分布、位置大体都吻合,说明成像效果图能较为清晰地分辨出水平方向上的不同电导率的目标。

4.3 琼脂模型的双目标成像

相对于水槽,琼脂模型更接近于真实的人体。如图8所示,在背景电导率为300 mS/m琼脂模型里放置了2个成像目标,即电导率分别为400和200 mS/m的块状物,相互间距为5 cm,顶部离表面为15 mm。测量探头直接放在琼脂模型上,电极阵列与模型表面接触,成像目标位于电极阵列的正中间。

由图8可见,当电极阵列位于正中时效果较好,能清晰分辨出两个目标,定位也较为准确。与水槽物理模型相比,琼脂目标图像的拖尾现象明显,这一方面是由于电阻抗成像低分辨率导致的伪迹效应,另一方面是由于琼脂模型制备过程中不同电导率琼脂之间盐离子渗透导致的边界模糊。

5 结论

OEIT克服了封闭式EIT电极不易放置、移动,剖分模型和实际模型不一致等缺点。本文分析了OEIT的基本原理,并建立起了OEIT测量系统。实验结果表明,OEIT能够探测到目标位置、区域以及电导率的变化。由于OEIT是电阻抗成像的一个新领域,仍有许多问题需要深入研究,例如:如何区分成像目标体积更小的目标,OEIT的三维效应等。后续工作有望从物理试验过渡到动物试验直至临床试验。

参考文献

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[3]刘国强.医学电阻抗成像[M].北京:科学出版社,2006.

[4]Kauppinen P,Hyttinen J,Malmivuo J.Sensitivity distribution simulations of impedance tomography electrode combinations[J].Int J Bioelectromagnetism,2005,7(1):344-347.

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断层超声成像 第3篇

电阻抗断层成像(electrical impedance tomography,EIT)是一种通过对生物组织施加一定模式的安全电流激励,测量体表响应电压并依据驱动电流和响应电压的关系,采用重构算法构建生物组织内部电阻抗或其变化分布图像的新型医学功能成像技术[1],因其无创、简便、无害、廉价等特点,引起越来越多研究者的关注。目前,EIT成像系统已经进入临床实验阶段,随着临床实验研究的深入,研究者发现EIT二维动态图像对于实时电阻抗的变化反应灵敏,但对于监测对象一段时间内整体阻抗变化趋势无法实时、直观反映,给长期病程的监测带来不便。 为使EIT动态成像监测系统更好地适应临床需要, 有必要利用现有EIT系统提取一套简单、有效的参数指标来反映整体电阻抗的变化趋势,对临床EIT动态图像的观测结果进行有力的补充,为临床诊断提供更加充分全面的阻抗信息。本研究将基于第四军医大学EIT课题组自主研制的EIT动态成像监测系统EITMonitor,通过分析其阻抗数据和成像算法, 提取具有特征性的参数信息指标,以达到对监测目标整体阻抗变化趋势的实时、直观反映的目的。

1EIT一维参数的提取

为从现有的EIT二维动态成像系统中提取可以反映电阻抗整体变化的一维参数,首先应对其成像原理进行分析研究,并从成像原始数据中提取与阻抗变化的相关量。然后,依据相关量的变化特点构建可反映电阻抗整体变化的EIT一维参数。

1.1EIT一维参数提取的理论依据

如图1所示的区域 Ω内部电导率为 σ,四周被不导电的区域包围,当电流I从电极a-b注入到区域 Ω 时,测得c-d处电压为g,同时a-b和c-d处分别形成电势场 Φ (σ)和 Ψ(σ)[2]。当区域 Ω 内电导率由 σ 变为 σ+Δσ 时,根据Geselowitz敏感性关系,此时边界积分存在下列关系

将公式(1)展开得到

公式(2)中0((Δσ)2)为 Δσ 的高阶无穷小,当电阻抗扰动足够小时,0((Δσ)2)可近似为0,此时式 (1)可近似为

EIT动态成像的计算过程是将公式(3)线性化得到线性敏感矩阵,并对该矩阵求逆以得到电导率分布图像[3]。由公式(3)可知边界测量电压与 Ω区域内部电导率的变化相关,因此可通过对边界测量电压与EIT动态成像计算过程的分析,构建反映生物电阻抗整体变化趋势的EIT一维参数。

1.2EIT一维参数的构建

EITMonitor系统采用16个电极依次对向注入安全电流的激励模式,每次激励时测量相邻电极间的电压并采用正交数字解调法进行实部、虚部解调[4], 各电极依次激励完成后,生成一帧原始数据,数据中包含256组具有实部和虚部的电压值。对该组数据采用重建算法进行计算,计算结果以二维图像的形式显示。由成像过程可知每帧图像的原始数据正是边界测量电压正交数字解调后的集合。测量电压解调后的实部和虚部,依次对应生物组织复阻抗实部和虚部[5,6]。可依据每帧图像原始数据的集合构建如下EIT一维参数

其中,Z1-D代表EIT一维参数,单位为 Ω;I表示激励电流的大小,用以消除激励电流变化的影响;准i和 φi为该帧数据第i组测量电压值的实部和虚部,为消除两者变化的影响而对其求模值[7]。

2EIT一维参数实验验证

通过对EITMonitor系统成像过程的理论分析, 利用成像的原始数据构建了可反映电阻抗整体变化的EIT一维参数。为了验证该参数的有效性、灵敏性,下一步将通过仿真实验、物理模型实验和临床实验进行验证, 其中物理模型实验和临床实验均采用第四军医大学EIT课题组自主研制的EITMonitor电阻抗成像图像监护系统进行。

2.1仿真模型实验

仿真实验采用如图2所示的有限单元法(finite element method,FEM)模型。该模型半径10 cm,采用三角形单元剖分,总计剖分648个单元;各单元初始电导率设为1.667 S/m, 模拟0.9% Na Cl均一溶液;当某区域被选中时电导率增加20%,模拟均一溶液整体电导率的扰动[8]。

FEM模型等间隔放置16个电极,依次采用对向驱动模式注入安全电流1 m A,通过正向计算得到边界电压,并采用等位线反投影法(equipotential backprojection,EPBP)进行二维图像重建,仿真EITMonitor系统动态成像过程。

2.1.1实验方案

以FEM模型中心为起点,逐渐增大扰动目标面积,模拟整体电阻抗逐渐增大的过程,根据变化序列将EIT一维参数变化曲线与二维图像对应显示,验证提取的EIT一维参数与电阻抗整体变化的有效性。

2.1.2实验结果

当FEM模型扰动范围持续增大时(如图3所示),EIT一维参数曲线呈下降趋势,EIT一维参数相对FEM模型电阻抗扰动变化比例(一维参数下降率/目标电阻抗增大率)范围为3.63~4.68。

注:各图像依据 FEM 变化编号对应

通过FEM仿真实验,证实EIT一维参数与监测对象整体电阻抗变化具有相关性,可有效实时反映电阻抗整体变化的趋势。

2.2物理模型实验

为进一步验证EIT一维参数的敏感性,采用图4中直径约为207mm的圆形水槽进行物理模型实验。水槽中加注5 000 ml 0.16%的Na Cl溶液, 测量其电导率为0.067 S/m,以之作为背景溶液;使用底部直径为14.5mm、体积为10ml的圆柱形琼脂块, 测量电导率为0.25 S/m,作为电阻抗扰动目标。

2.2.1实验方案

在实验水槽水平面等间隔安置EITMonitor系统16个电极实施监测,监测过程中快速(1~2 s)将圆柱形琼脂块插入水槽中,待水槽溶液停止波动后快速 (1~2 s)将圆柱形琼脂块抽出水槽,待水槽平稳后再次快速插入,不断重复该动作并记录EIT一维参数曲线和二维图像的变化,验证该参数对于整体电阻抗突变的敏感性。

2.2.2实验结果

如图5所示,当扰动目标快速插入水槽时,EIT一维参数产生如图0:00:18—0:00:27时刻的跃变,以插入前平稳的A时刻为背景帧,插入前后时刻EIT二维图像变化如图5所示;当扰动目标快速拔出水槽时,EIT一维参数产生如图5中标注的0:01:21— 0:01:24时刻的跃变,以拔出前平稳的B时刻为背景帧,跃变前后EIT二维图像变化如图5所示。对比多组数 据 ,EIT一维参数 插入时变 化在0.50% ~ 0.79%之间,抽出时变化在0.43%~0.54%之间,变化幅度显著。

注:二维图像和 EIT 一维指标与曲线中的时刻对应

通过物理模型实验证实EIT一维参数不仅可实时反映电阻抗整体变化的趋势,对于监测对像电阻抗整体的突变同样具有较高的敏感性。

2.3临床实验

仿真实验与物理模型实验证实了EIT一维参数对于实时监测生物组织电阻抗整体变化的有效性和敏感性,为进一步验证该参数在EIT临床应用中的可行性,下面我们将选取慢性硬膜下血肿(chronic subdural hematoma,CSDH)患者钻孔闭式引流术的术中情况进行EIT一维参数实时监测研究。

CSDH是指颅脑外伤后3周以上伴有血肿的情况,临床表现为颅内压增高,常伴有头痛、四肢乏力、 精神萎靡、恶心呕吐等症状。目前,多数CSDH患者采用保守治疗后病情趋于稳定, 但对具有进行性发展或有脑受压严重以及临床症状明显的患者均需进行手术治疗。钻孔闭式引流术是目前比较常用的方法[9],即在积液腔的低位处放置引流管,为防止气颅外接封闭式引流袋(瓶)。术后48~72 h积液腔可明显缩小,为避免复发,脑水肿尚未消退之前应及时拔除引流管[10]。

理论分析,CSDH钻孔闭式引流术中颅脑整体液体量持续减少,颅脑压降低,引流过程与FEM仿真实验变化过程相似,EIT一维参数应有相似变化。 基于此设想,我们与第四军医大学第一附属医院神经外科合作选取符合条件的病例开展临床实验研究,实验选取患者均已签署知情同意书。

2.3.1实验方案

(1)病例选取条件:1年龄>20岁;2头部有明确外伤史,伤后入院>21 d;3入院时格拉斯哥昏迷评分(Glasgow coma scale,GCS):3~13分;4颅脑CT显示需进行单孔钻孔闭式引流术治疗。

(2)监测方法:采用对向电极驱动激励模式,注入频率50 k Hz、大小0.5 m A的安全电流,连续监测引流术中患者颅脑电阻抗整体变化,并以一维参数曲线和二维图像的方式显示。实验场景如图6所示。

(3) 监测指标:术中监测记录每次引流过程的EIT一维参数和二维图像的变化,并记录每次的引流量。

2.3.2实验结果

实验中共收治符合病例选取标准的患者6例,其中男4例、女2例, 年龄为38~60岁,平均51.2岁;入院时GCS评分5~13分,平均8分。每位患者术中引流2次,每次引流5 ml,引流过程中进行实时动态EIT监测,并记录每人2次引流过程中相应的EIT一维参数和二维图像的变化,共收集数据12组。虽然变化幅度有差异,但引流中EIT一维指标变化趋势均与图7变化相似,二维图像均以引流开始前平稳段为背景帧,相应变化如图7所示。

2.3.3结果分析

整个引流过程中,颅脑出血部位的液体量持续减少,同一位置生物电阻抗扰动面积持续增大,与FEM仿真实验过程相似,临床监测EIT一维指标变化趋势和FEM仿真实验的结果相同,进一步证实了提取的EIT一维参数临床监护的有效性。每次引流中EIT一维参数的变化时间和幅度见表1。

注:二维图像与一维指标曲线中相应的标号对应

由统计结果可知,引流时EIT一维参数均有较小幅度的下降,这和整体阻抗变化较小有关;引流相同量所需时间相差较大,这和引流时颅脑压力有关。 可见EIT一维参数对颅脑电阻抗微小变化具有较高敏感性,但与颅脑压力变化并无直接关系。

3讨论

本文通过对EIT动态成像过程的分析,提取了可反映整体生物电阻抗变化趋势的EIT一维参数, 并运用仿真、物理实验、临床实验证实了该参数对生物组织电阻抗整体的变化具有较高的敏感性,为EIT监测技术的临床应用提供了更多的信息指标。 但同时发现EIT一维参数现阶段提供的监测信息相对单一,只能仅仅反映变化趋势,量化指标较少。随着研究的深入,下一步我们将进一步优化EIT一维信息参数,尝试提出量化指数,与EIT二维图像监护互为补充,推动EIT临床应用研究的深入。

摘要：目的:利用电阻抗断层成像(electrical impedance tomography,EIT)数据提取对生物组织整体电阻抗变化敏感的一维参数。方法:分析电阻抗断层成像过程,利用对电阻抗整体变化趋势敏感的数据构建一维参数,并进行仿真、物理模型及临床验证实验。结果:实验证实,通过电阻抗断层成像的原始数据构建的一维参数与生物组织整体电阻抗的变化具有相关性,可用于实时监测整体电阻抗的变化趋势。结论:提取的EIT一维参数对电阻抗整体的变化趋势具有较高的敏感性,和二维动态图像结合使用,可提供更多的生物组织电阻抗监测信息。

眼科光学断层成像仪的发展及应用 第4篇

1 OCT的发展和现状

1991年美国麻省理工学院Huang等[1]首先利用研制的OCT对离体的人视网膜和视盘进行了观察,经过几年的改进,最终确立了它在视网膜成像方面的优越性。OCT自1991年首次问世以来,一直成为国际上光学领域的研究热点。科学家们不断完善OCT技术并于1994年开始正式用于眼科临床。最初应用于临床的OCT为OCT 1,有10个扫描程序,7个分析程序,是一种科研用仪器。2000年OCT 2出现,它体积更小,更易操作。增加了2个扫描程序,4个分析程序,在视网膜厚度测定和RNEL厚度测量方面,OCT 2的可重复性更佳,对黄斑厚度的测量其变异值<11μm。2002年,Stratus OCT,即OCT 3的出现,标志着OCT技术进入一个新的阶段。OCT 3全部操作都可用鼠标在计算机上完成,扫描和分析程序日趋完善,分辨率更高。OCT 3提供了18种扫描程序,19种分析程序,黄斑区扫描图像可以辨认出更多层次,可以更清楚地观察视网膜各层结构的病变。首次提供了RNFL的正常参考值及视盘分析程序,为OCT在青光眼的诊断方面提供了更广泛的应用前景。从OCT 1到OCT 3,均是时域OCT(Time Domain Optical Coherence Tomography,TD2OCT)通过光学延迟线的快速变化来实现纵向深度扫描(即A扫描)。为了得到一个纵向的深度图像[2],参考臂要来回进行机械扫描,这就大大限制了它的成像速度。针对TD2OCT的这点不足之处,Fercher等[3]提出了傅立叶域OCT(Fourier Domain Optical Coherence Tomography,FD2OCT),其通过获取宽带光谱各频率成分的干涉信号来实现。后者大大提高了成像速度和图像的分辨率,并且可以将数据处理成三维图像,提供了直观、清晰的视网膜各层可视图像,在OCT发展史上是一座里程碑。

2 OCT的原理

眼科OCT根据迈克尔逊干涉仪(Michelson Interferometer)的原理设计[4,5,6]。迈克尔逊干涉原理图,见图1。Michelson干涉仪是通过入射光经由参考臂和样品臂反射回来的光程不同,从而生成干涉图像,通过干涉图像再反推样品臂中的物理长度信息。M1和M2是2块互相垂直放置的平面反射镜,M2固定不动,M1可以沿精密丝杠V前后作微小移动,G1和G2是2块与其成45°平行放置的平面玻璃板,它们的折射率和厚度都完全相同,其中G1的背面镀有半反射膜,称为分光板(Splitter),G2称为补偿板。自透镜L出射的单色行光经分光板分成光束1(Lλ1)和光束2(Lλ2),它们分别垂直射入到平面反射镜M1和M2上。经反射的Lλ1回到分光板后,一部分透过分光板成为光束L出1并沿视场E方向传播;而透过G1和G2并经M2反射光束Lλ2回到分光板后,其中一部分被反射成为光束L出2,并沿E方向传播。由于光束L出1和L出2两者是相干光,因此在E处可以看到干涉现象。

补偿板G2的作用是用于补偿光束Lλ1和光束Lλ2因经过G1的次数不同而引起的光程差。这种补偿在单色光照明时并非必要,光束Lλ1经过G1所增加的光程可以通过移动M1的位置,用空气中的行程补偿。但是使用非单色光照明时,因为玻璃的色散,不同波长的光有不同的折射率而无法用空气中的行程补偿。如果光束Lλ1和光束Lλ2的光程差太大,超过光源的相干长度,则不能产生干涉。如采用激光作为光源时,由于激光的单色性好,相干长度长,可省去补偿板。调整分光镜的分光比例,使会合的两波振幅相等,合成的光强度可用公式(1)表示如下:

式中的相位差θ=(4/λ)dcosΦ,其中Φ角为眼(或光检测器)与入射光之间的夹角。在E处观察到的干涉现象,可用式(1)进行分析。当移动反射镜M1或M2时,光程随即连续发生改变,所以在某定点所观察到的强度为明暗交替,仿佛在移动的条纹。通过计数某定点的条纹数,根据公式(2)即可求得反射镜所移动的距离d

式中m2为所计数的条纹数,λ为光在该介质中的波长,对在E处的观察者来说,光自M1和M2上的反射就相当于来自相距为d的M1和M0上的反射,其中M0是平面镜M2经G1半反射膜反射所成的虚像。因此,在E处所看到的明暗干涉现象取决于厚度d。设光在半反射膜内外两侧反射时引起的半波损失相同,则在d为0时光束1′和2′间的光程为0,产生相长干涉,E处视场最亮。移动反射镜M1,当移动距离为λ/4时,光束L出1和L出2的光程差为λ/2,产生相消干涉,E处视场最暗。显然,每移动λ/2,视场从最亮(最暗)到最亮(最暗)1次。这样,若E处视场从最亮到第N次最亮出现时,反射镜M1移动的距离为Nλ/2。因此,通过E处亮暗的变化就能测量出反射镜的移动量,在理想单色光照明的情况下,测量精度可达波长的1/2。

3 眼用OCT检查系统的基本构成

眼用OCT检查系统本质上是将Michelson型干涉仪的测距光路融入眼科裂隙生物显微镜,形成1台应用光学干涉信号成像的可视性检查仪。眼用OCT检查系统的基本构成,见图2。

光源使用低相干、超亮度发光二极管,直接与光纤连接[7,8]。应用1个有两路光纤的耦合器作为分光器,一路作为干涉仪中的测量通道,另一路作为干涉仪中的参考通道。在测量通道的一端制成一个活动的探头,它可与不同的眼科光学设备连接。光纤耦合器的另一接口与光敏检测器连接,作为光信号输出。输出的光信号经光电转换、放大、滤波后即可在计算机上显示。

干涉仪中使用的光源是一种超亮度发光二极管,根据不同部位成像的要求,目前应用的是不同波长的光,因为不同波长的光在生物组织中有不同的吸收率和穿透力。眼前段OCT的光源采用中心波长为1310nm的光(带宽为50nm),眼后段OCT采用中心波长为820nm的光(带宽为40nm)。用于眼后节和眼前节的2种不同带宽的光源,它们在时间和空间上都具有周期性的变化。若采用的低相干光源呈高斯分布,则该光源的相干长度与带宽呈反比:

此时OCT可获得的分辨率由光源的相干长度决定,即由光源的带宽决定,例如在Stratus OCT中,分辨率可以达到10μm。OCT使用的光源都属于远红外波长,受检者看不见,因此在检查中不会引起刺眼、畏光等不适。根据国际光学组织及美国光学协会的标准,它们在角膜面上的曝光强度(功率)应分别为0.8mW和0.9mW,因此它在眼科检查仪器的应用是安全的。

从光源发出的光束入射到分光镜上,光被分成2束相干光,分别在2条通道即干涉测量仪已知距离的两臂中传播,这2束光分别到达反射镜和被测目标后都将从原路返回。从参考镜反射回来的光称为参考光束,其光程为Lref。从被测目标的组织(角膜或视网膜)反向反射或散射回来的光束称为信号光束,其中含有从组织中测得的信息,其光程为Lsig。上述2束光返回到分光镜时,它们之间的光程差ΔL=Lsig-Lref。干涉现象只发生光程差不大于相干长度时,即ΔLLc。如果光程差ΔL很大,这2个光束是不会发生干涉的。

4 OCT的应用

眼前节:角膜和前节图像、角膜厚度地形图、有晶体眼人工晶体大小和术后位置、青光眼和眼外伤的前节分析、青光眼引流装置的观察、显示白内障人工晶体和可调节人工晶体的图像。

眼后节:青光眼、白内障术前和术后并发症、糖尿病黄斑水肿、老年黄斑变性及其他视网膜疾病。

参考文献

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断层超声成像 第5篇

电阻抗断层成像 (Electrical Impedance Tomography, EIT) 技术, 是基于生物组织电学特性 (如电导率) 的不同, 通过给生物体注入一定的安全激励电流 (或电压) 信号, 测量生物体的体表电压 (或电流) 信号来重建人体内部的电阻抗分布。EIT作为一种新的医学成像技术, 具有无损伤、功能成像和医学图像监护三大突出优势[1,2]。在近年来受到国际学术界的广泛关注, 并呈现出很好的应用前景[3,4]。

在目前的电阻抗成像系统中, 大多都是基于DSP和FPGA的协调工作来采集数据并处理数据, 把处理后的数据送到PC机进行图像显示[5,6]。但是这种基于硬件为主的数据采集系统设计通常硬件结构比较复杂, 以求达到较高的稳定性和精度。因此本文将虚拟仪器引入到了电阻抗断层成像系统的设计中。虚拟仪器 (Virtual Instrument, VI) 以硬件系统为基础, 借助于计算机软件平台建立测试与控制系统。用户可以根据自己的实际需求, 通过修改软件来设计自己所需的仪器系统。其“软件即仪器”的设计思想, 让设计变得更加简单高效, 且精度高、可移植性强、有强大的数据分析处理能力。使用虚拟仪器, 为搭建高性能、扩展性强的电阻抗断层成像系统提供了一个新的方式。

1 硬件系统设计

1.1 系统组成

本系统主要由激励模块、多通道模块、信号调理模块、数据采集模块和LABVIEW主控模块组成, 系统框图如图1所示。

系统的工作原理为:首先由LABVIEW主控模块输出一定频率 (约10~500 k Hz) , 振幅为1 V的正弦电压信号, 由激励模块的电压/ 电流转换电路 (Voltage Controlled Current Source) 把正弦电压信号转换成同频率的正弦电流信号, 该信号经由多通道开关控制的激励通道通过电极注入待成像目标。由多通道开关控制的测量通道通过电极提取两路测量的电压信号。该电压信号经过带通滤波器后进入前置差分放大器进行差分放大, 随后再次经带通滤波器滤除干扰信号后通过运算放大器进行二级放大, 经由交流转直流芯片后变成直流信号, 最后由数据采集卡采集信号并传输到由LABVIEW主控模块, 在LABVIEW里面进行数据处理、分析及存储。

1.2 激励源

生物电阻抗测量系统中普遍采用电流源作为激励[7]。由于LABVIEW产生的电压信号精度高, 且干扰噪声较少, 所以本系统采用LABVIEW产生一定频率的正弦电压信号, 然后利用电压/VCCS电流转换电路) 把该电压信号转换成电流信号。系统采用的VCCS如图2 所示。

1.3 多通道开关

多通道开关的选择主要考虑以下几个参数:通道的数量、导通电阻、通道一致性、导通速度[8]。本系统采用的电极阵列为16 电极, 因而选用16 选1 的模拟多路开关ADG1606 (美国ADI公司生产) , 导通电阻典型值为4.5 Ω, 通道间的电阻匹配误差为0.5 Ω, 开关时间< 214 ns, 且其通道间串扰< -62db, 导通时对地漏电流< 0.3 n A。通道的选取由LABVIEW编程直接控制。

1.4 信号测量和调理

从成像目标测得的感应电压信号的基本特征是信息量大、信噪比低、信号微弱、并伴有较大的共模干扰等[9,10], 为有效地提取信号带来了困难。

本系统对测得电极对上的电压信号采用二级放大方法。从测量电极对上提取出的两路电压信号经过电压跟随电路处理后的通过一个带通滤波器滤除原始信号中的干扰信号。选用的滤波器是美信公司的MAX263, 滤波后的信号由AD624 进行前置差分放大。

经过AD624 放大的信号再次使用MAX263 进行带通滤波, 然后经过OP07 再一次进行放大。研究表明生物组织的电特性在10~300 k Hz的范围内表现比较丰富[11], 而在该范围内阻抗的虚部信息很微弱, 因此本系统不对信号进行解调, 而是利用交流转直流芯片AD637 将OP07 放大后的交流信号转为直流信号, 直接求得阻抗信号的真有效值 (RMS) 。RMS的计算公式如下:

其中, 为输入信号的峰峰值。

1.5 数据采集模块

系统选用了美国NI USB-6341 作为数据采集卡, 基于USB进行通讯, 使得系统在软、硬件接口方面具有良好的适应性。USB-6341 主要的功能和参数如下:

(1) 模拟输入:具有16 路单端输入通道, 8 路差分输入通道数, 16 位AD采集, 采样率最高达500 KS/s, 模拟输入最大的电压范围是 (-10~10 V) 。本系统采用参考地单端输入的模拟信号输入方式, 把下位机的电压模拟量转换为数字量, 从而为后续的数字化处理提供数据。16 位的AD可以保证系统能够检测到m V级别的电压变化量, 从而提高了测量的精度, 使得系统的成像精度得到了很高的提升。

(2) 模拟输出:具有2 路模拟输出通道, 分辨率16 bits, 最大模拟输出电压范围是 (-10~10 V) 。传统的电阻抗系统产生恒流源的方式是使用一个直接数字式频率合成 (Direct Digital Synthesizer, DDS) 芯片来产生正弦电压信号, 而利用LABVIEW控制板卡的模拟输入恒定的正弦电压信号, 不仅省去DDS芯片的使用, 还能保证激励信号的稳定性和精度。

(3) 数字I/O :24 路双向通道, 最大时钟速率为10MHz, 逻辑电平TTL。本系统使用16 路的数字I/O, 主要用于上位机控制测量和输入通道的通信。10 MHz的时钟速率可以保证上位机能够及时快速的控制多通道开关, 从而高效的控制不同激励和测量通道的切换, 确保系统的精度。

2 软件系统设计

本设计基于LABVIEW语言开发了电阻抗测量系统的主控模块。主控模块主要包括两个部分:激励- 测量控制模块和数据分析处理模块。

2.1 激励-测量控制模块

激励- 测量控制模块主要用于精确控制激励电流注入目标的电极和测量目标边界电压的电极。本系统采用16 电极通道, 根据需要, 可以从操作界面上直接输入任意一对激励电极和任意一对测量电极的编号进行测量, 也可以在用户界面设置相邻激励- 相邻测量、相对激励- 相邻测量等不同的激励- 测量的方式, 系统会自动完成不同方式的测量任务。此外, 用户还能够随时调整激励电流的大小和频率, 实现混频测量的功能。激励-控制模块完成相邻激励-相邻测量的程序流程如图3 所示。

2.2 数据分析处理模块

数据分析处理模块的主要功能将数据采集卡采集到的信号进行分析和处理。该模块每一次测量均采集若干个点求均值后作为本次测量的测量值进行实时显示和存储。

3 实验验证

实验采用基于物理模型的方法来验证系统测量的通道一致性[12], 实验环境和系统如图4 所示。实验中使用16 电极系统, 电极使用宽铜电极, 每个电极的尺寸是15 mm25 mm。同时在直径为30 cm、高为45 cm的圆柱形水槽中盛有电导率为30 m S/cm的生理盐水, 采用相邻激励- 相邻测量的方式进行测量, 系统的通道一致性如图5 所示。从图中可以看出系统测量的通道一致性验证符合预期, 精度较高。

4 总结

本文介绍了以虚拟仪器为核心, 构建具有简单硬件结构的电阻抗成像系统, 在简化了硬件设计的同时, 增强了系统的扩展性。采用NI的USB-6341 数据采集卡, 不仅使系统能够及时处理大量数据, 提高了系统的测量精度, 而且能够缩短搭建系统的时间。在控制方面, 基于LABVIEW的主控模块可以方便控制激励- 测量模式和激励信号的大小和频率, 从而易于开发出多频测量系统。

摘要：电阻抗断层成像技术是一种新兴的功能性成像技术, 数据采集和处理是电阻抗成像的关键环节。本文设计了一个基于虚拟仪器的电阻抗成像测量系统, 阐述了如何快速搭建一个实用性强的测量系统。硬件设计方面使用美国NI公司的DAQ数据采集卡作为核心, 简化了整个系统的硬件结构, 提高了系统的稳定性和精确度。软件方面使用LABVIEW进行激励-测量方式控制以及后期数据处理。经过实验, 初步验证了系统的实用性。使用虚拟仪器, 为搭建高性能、扩展性强的电阻抗断层成像系统提供了一个新的方式。

关键词：虚拟仪器,电阻抗成像测量系统,LABVIEW

参考文献

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断层超声成像 第6篇

随着计算机技术的不断发展,基于DR(Digital Radiograph, 数字化X光照片)的一种新成像技术——数字化断层融合成像技术(Digital Tomosynthesis,DTS),已逐步应用于临床,其特点为高效率、高检出率、低剂量。本文针对数字化断层融合成像技术DTSd的结构原理、技术特点及临床应用进行介绍,旨在探讨该项新兴技术的临床应用价值。

1数字化断层融合成像技术的结构原理

DTS一般由传统微焦点尺寸(0.6 mm×0.6 mm)X射线球管、高性能碘化铯平板探测器、采集工作站、高压发生装置、X射线球管驱动装置、系统计算机等组件来完成图像的采集,DTS的结构原理图,见图1。

实现DTS必须具有一定的硬件基础。首先是对探测器的要求,应具有较高的刷新速度、量子检出效率、连续的采集能力、整板技术和良好的冷却技术[1]。其次是对机械运动的要求,应具有自动跟踪、自动定位功能、五轴联动功能和全自动功能,只有具备了以上要求,才能够在较短的时间内完成多幅原始图像的采集,进而由高性能计算机重建出任意层面的图像[2]。

2数字化断层融合成像技术的特点

DTS是在传统断层成像的基础上结合数字平板探测器及现代计算机图像处理技术开发的一种有限角度图像重建方法。具体方法为X线球管在一定角度内对被照体以不同角度依次进行曝光,所得到的数十帧图像的原始数据将自动传至工作站并进行重建,将感兴趣层面以外的图像进行模糊化处理,从而得到兴趣层面的清晰图像。也可选取不同层面为目标进行重建,可以得到所选范围内的多层面重建图像。

与传统DR相比,DTS通过多角度连续曝光采集,相邻数字信号位移叠加,形成三维容积数据,进行冠状面任意层面和层厚重建,获得单层的影像,消除重叠影的干扰,明确病灶。

3数字化断层融合成像技术的临床应用

3.1骨骼系统

骨创伤的诊断是放射科最常见的和最紧迫的任务之一, DR因组织重叠和分辨率不足对隐蔽骨折容易漏诊或误诊, 结构复杂部位和深在部位骨折成为X线诊断的难点。田军等[3]对135例创伤性寰枢椎脱位、关节内骨折、骶尾骨骨折及面部骨折等骨关节创伤患者进行了X线平片及数字化断层融合成像的对比研究,结果显示DR为阴性或者疑似骨折,DTS均可作出明确诊断。特别是对于寰枢椎骨折或脱位因所处部位深,组织结构重叠多,或因曝光条件欠佳或肠腔气体干扰而显示不清,容易漏诊或出现假阳性,而类似骶尾椎因组织厚,X线难以穿透部位,平片显示多不满意,DTS则准确的作出诊断。DTS还对X线平片无法发现的肩关节脱位合并肩胛盂撕脱骨折、股骨颈嵌插骨折或不全性骨折以及颅面部骨折,显示了其独特的优越性。陈明等[4]对舟状骨隐匿性骨折诊断的研究也证实了上述观点, 患者DR、DTS影像对比图,见图2~3。

评价骨折愈合情况也是影像学重要工作内容之一,常用的影像学方法有X线、CT、MRI等,其中X线应用最广泛,由于是重叠成像,其敏感性较低,CT的密度分辨力及断层成像的优势,使其可以明确反映骨折愈合情况[5]。 近年有的研究者应用定量CT对于骨折愈合情况进行研究, 显示定量CT可以为骨折患者提供精确的治疗依据[6]。然而, 进行骨折内固定术的患者,金属内固定物会在图像中出现伪影,影响图像质量,使医生在对骨折部位及愈合程度的判断上造成影响,数字化断层融合成像检查由于其特殊的成像方式,金属伪影明显较小[7],并且DTS的X线辐射剂量明显低于CT。国内外均有研究显示,DTS在骨折的诊断治疗过程中具有一定的临床应用价值[8]。

3.2泌尿系统

作为泌尿系统常用的检查方法,腹部平片(Kidney Ureter Bladder,KUB)和静脉尿路造影(Intravenous Urography,IVU) 已经被广泛应用于临床,KUB平片检查简单易行,对大部分泌尿系统阳性结石能做出明确诊断;IVU检查主要用以显示包括肾盂肾盏系统、输尿管、膀胱的重要方法,它不仅可以提供上述部位的形态、结石在尿路分布关系,而且还可提供分侧肾脏的分泌功能等方面的信息。近年来,随着非离子型造影剂的应用,使得IVU检查变得更加安全可靠。尽管有其他一些影像技术如磁共振尿路成像(MRU) 等在尿路造影成像中的应用,但是IVU在泌尿系统疾病的诊断中仍有不可替代的作用。

传统的KUB及IVU检查由于肠道内气体、内容物及邻近脏器、脊柱、骨盆等的重叠,使得泌尿系统解剖结构和病变显示不清楚,无法达到诊断目的。而DTS则是通过一个固定式接收器,在单体层成像扫描过程中,采集多幅曝光图像,并对数据进行重建,以显示从接收器表面一直到成像解剖的多个平面。大大提高了泌尿系统图像的对比度和清晰度,可以清晰的显示出肾脏的形态、轮廓;清晰显示出肾盂肾盏的细微结构,它对病灶在纵向的边缘形态及邻近结构的变化显示更加清楚[9]。

对于不同大小的泌尿系结石的敏感度,Mermuys等[10]利用数字断层融合成像及CT对人体泌尿系结石进行了对照研究,发现数字断层融合成像对检出2~5 mm大小结石的敏感度最高。王庆军等[11]对8粒不同患者经体外碎石后排出的类圆形泌尿系结石(直径分别约为0.5、1.0、1.5、2.0、 2.5、3.0、3.5、4.0 mm)进行数字断层融合成像实验性研究, 通过对不同成像参数进行全面对比分析,得出对于检出泌尿系结石,1.0 m As、100 k V、25次曝光、20°球管摆角为最佳数字断层融合成像参数组合,常规X线平片与数字断层融合成像显示泌尿系结石的比较,见图4。

因此,与目前常用的KUB、IVU、CTU、MRU检查相比, DTS作为一种新的临床诊断方法,提高了无肠道准备条件下泌尿系结石初检的成功率,其高检出率、低剂量的优势,更大大提高了临床对泌尿系结石诊断的准确性,且更适用于急诊泌尿系结石检查及碎石后的复查。

3.3呼吸系统

目前CT是诊断肺部病灶特别是肺结节的影像金标准[12,13],但因其辐射量大、费用高,通常用作明确诊断。 胸部X线平片,作为胸部疾病筛查的首选方法,尤其针对肺结节,因其成像简单、操作方便、低剂量、低辐射量、 图像清晰、诊断准确率高、废片率低、资料易于保存,便于患者复查或远程会诊等特点被广泛应用于临床。但由于是二维成像,有其局限性,对位于大血管、心影后及纵隔区域等组织结构重叠严重或体厚处的一些小结节或结构复杂部位的病变诊断较困难,易造成漏诊[14,15]。

DTS与胸部X线平片比较最大的优势是避免了结构重叠, 增加了局部组织的分辨率, 可显示感兴趣结构的深部信息,有效地对X线胸片可疑病灶进行评价, 可使约3/4的患者不需进一步行胸部CT检查[16,17]。用比CT低的辐射剂量改善了常规胸部X线检查,使其很容易在常规工作流程中作为对X线胸片上可疑病灶的补充诊断手段, 提高对胸部组织病变的诊断率。对于已经在X线胸片或CT上发现存在肺部结节而需进行定期随访的患者,若使用DTS,会使患者比用CT定期随访获得更低辐射剂量及费用。

Volume RAD容积成像是美国GE公司研发的数字X线摄影设备DR上所具有的新型X射线检查技术,是DTS的一种。王广丽等[18]使用GE带有Volume RAD容积成像选项的DR设备对X线胸片怀疑胸部病变的患者进一步检查, 采用CT作为参照标准,由2名阅片者分别与X线胸片进行对比。结果显示,162例研究对象中可疑肺部病灶共178个,其中55例患者中的57个病灶在Volume RAD和CT上都没有被证实, 认为是假病灶, 在剩余的107例患者中, 确诊121个病灶。通过对2种影像学检查方法诊断肺部病变的灵敏度、特异度、阳性预测值、阴性预测值、准确度及置信度进行比较分析,均有统计学差异(P<0.05),胸部平片和Volume RAD成像结果,见表1。

4结论

断层超声成像 第7篇

1 资料与方法

1.1 一般资料

选取我院2013年9月~2014年5月收治的21例冠心病患者, 其中不稳定型心绞痛9例, 稳定型心绞痛5例, 急性心肌梗死9例。男15例, 女6例, 年龄51~75 (65.4±5.4) 岁。合并高血压病9例、2型糖尿病7例、高脂血症15例。

1.2 血管造影及OCT检查

采用标准Judkins法经桡动脉或股动脉入路行冠脉造影, 确定冠脉病变的位置, 然后对其进行OCT检查。检查方法:在造影结束后, 使用6F指引导管和X线透视下, 沿导管将直径0.014in (0.036cm) 的引导钢丝跨过病变送至血管远端。沿钢丝送入与OCT成像系统相连的1.4F成像导丝 (Image Wire) 至靶病变远端, 成像导丝探头在自身马达驱动下自动后退 (1.0~2.0mm/s) , 同时获得血管壁横轴的实时切面图像 (15帧/s) 。操作过程中, 导管式探头在管腔内的位置和冠状动脉管壁的结构及形态变化会在C臂机及血管内OCT同步显示。每次成像血管长度为30~45mm。血管内OCT成像采用美国Light Lab Imaging公司Model M2-Cardiology型成像系统生成。

1.3 研究方法

根据病人具体的临床情况, 采取标准技术进行球囊扩张及冠脉内支架植入后, 应用OCT观测冠脉病变, 包括病变处血管结构、管腔狭窄程度、斑块组成特点和性质, 看其有无内膜撕裂、夹层、血栓, 并评测进行PCI后的血管形态及支架的即时效果。

1.4 统计学处理

采用SPSS 17.0统计软件统计数据, 计量资料采用±s表示, 用t检验, P<0.05为差异具有统计学意义。

2 结果

2.1冠状动脉介入诊疗结果

根据冠状动脉造影结果, 将病变血管分类如下:前降支13支, 回旋支6支, 右冠状动脉8支。冠状动脉病变部位共28处, 共植入药物洗脱支架30枚。

2.2 OCT检查结果

21例均完成了OCT观测, 操作过程顺利, 无并发症发生。所有患者植入支架后进行OCT检查, 发现有贴壁不良现象者, 使用高压球囊扩张手术。将命名压扩张称为A方法, 高压球囊扩张称为B方法, 两种方法的扩张压力差异具有统计学意义 (P<0.05) 。以命名压扩张后及经高压扩张后图像中的支架小梁, 其与冠状动脉壁的距离, 两者相比, 差异均具有有统计学意义 (P<0.05) 。支架在命名压和高压球囊扩张后经OCT检查, A方法组均明显高于B方法组 (P<0.05) , 见附表。

3 讨论

冠脉造影一直被看作是判断冠状动脉病变长度、狭窄程度和确定治疗方案的主要方法, 被业界当作冠心病诊断的标准。但由于冠脉造影受投照角度的限制, 使我们无法分辨血管腔内的实际形态, 也就无从了解斑块的组织结构及特性。因此, 要了解冠脉病变程度如仅靠冠脉造影是远远不够的, 而OCT利用高分辨率的显影方式可弥补冠脉造影的不足, 它可以清晰实时显示血管腔的横切面及纵切面的情况, 为我们准确提供病变血管的斑块形态及性质信息, 并且OCT与组织学具有良好的相关性, 有助于指导我们选择球囊和支架。OCT可以及时发现夹层、贴壁不良等并发症, 还可以避免盲目高压球囊扩张, 减轻血管内膜损伤, 所以, OCT作用显著优于冠脉造影。

OCT显示管腔结构和病变性状的清晰度非常高, 这是IVUS无法比拟的。IVUS成像技术的低分辨率 (100~150μm) 已经不能满足我们进一步明确血管和病变微结构的需要。在评价支架植入后支架周围细节特征方面, OCT比IVUS更具优势[5~7]。OCT的出现, 不仅使我们拥有了新的手段来不断丰富PCI操作经验, 还能够帮助我们提高操作技巧。OCT在预防并发症、研究支架再狭窄机制、改进器械等方面发挥着重要又积极的作用。

本研究入选患者共21例, 年龄跨度大, 病情复杂, 冠状动脉病变共28处, 通过精确测量支架小梁与血管壁之间距离, 采用冠脉造影及OCT检查, 发现高压球囊后扩张测量的距离明显小于命名压扩张后测量的距离, 差异有统计学意义, 表明高压球囊后扩张有利于支架小梁贴壁。所有患者均顺利完成OCT检查, 在围手术期未发生心血管事件, 由此说明, 在支架植入过程中使用高压球囊后扩张OCT的指导是安全有效的, 对冠心病介入诊疗是有一定指导价值和推广意义的。不过, OCT也并非完美无缺, 在诸如左主干、分叉病变等特殊病变中尚不能使用, 其成像过程中需要阻断血流等操作也限制了临床的广泛使用。在高压球囊后扩张带来益处的同时能否减少支架内血栓和主要心血管事件的发生, 也有待我们进一步加大样本量, 密切追踪随访远期疗效来证实。

摘要：探讨血管内光学相干断层成像 (OCT) 在冠心病介入诊疗中的应用, 评价其临床价值及安全性。选取收治的21例冠心病患者作为研究对象, 均采用冠脉造影及OCT检查, 了解病变结构、管腔狭窄程度、斑块性质等, 结合临床表现, 根据造影及OCT结果, 对狭窄严重的病变进行球囊扩张和支架植入治疗, 并用OCT评价支架植入后的即时效果。OCT实时、清晰、直观地显示冠脉管腔狭窄程度、斑块性质及支架植入后血管及支架的形态特征。OCT在冠心病患者中的操作简便、安全, 能够精确测量血管狭窄程度、明确斑块特征, 指导支架植入及观测支架植入后的即刻效果, 对冠心病介入治疗具有指导作用。

关键词：光学相干断层成像,冠状动脉造影术,经皮冠状动脉介入治疗,支架

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