超声波微成像范文

超声波微成像范文（精选8篇）

超声波微成像 第1篇

超声造影剂微泡和造影成像被喻为超声技术的第三次革命, 显著提高了超声诊断的分辨力、敏感性和特异性, 给超声技术的发展带来了一个新的纪元。超声造影剂是一种生物相容的、具有壳层结构的小尺寸微泡, 一般直径小于8微米, 从而可有效地通过肺部毛细血管, 在人体全身血管网络中循环, 并在一段时间内由于血液的作用安全降解。微泡由于可压缩性及微泡中的气体和周围介质声阻抗的不匹配, 会对超声波产生极强的散射, 可增强图像对比度和信噪比, 从而大大提高临床医用超声的诊断能力。近年来随着靶向微泡制备技术的成熟, 新型成像方法的研究以及高分辨超声成像设备的研制, 超声分子影像已经成为超声乃至医学影像领域的研究热点和重要发展方向。而且, 微泡可作为药物输运的载体, 实现对疾病的定点给药和治疗。

本文第一部分对超声造影剂的发展历程及制备方法进行介绍;第二部分概述超声激励下微泡的声学特性, 以及新型超声微泡成像方法;第三部分介绍超声分子影像的原理、靶向微泡制备以及超声分子影像的应用;第四部分介绍超声微泡在给药与治疗方面的优势, 最后是总结和展望。

1 超声造影剂

1.1 超声造影剂的发展历程

超声造影剂的起源可以追溯到1968年, 至今经历了4个发展阶段 (表1) 。上世纪80年代, 临床上多采用手摇生理盐水、双氧水等产生自由微泡, 其尺寸相对较大且不均匀, 不能通过肺部毛细血管, 微泡存活时间短, 且易产生气栓。这种自由空气泡被称为第一代造影剂。第二代超声造影剂是包膜的空气微泡。1984年美国的Feinstein等[1]首先成功使用声振法稳定重复地制备白蛋白包裹的空气微泡, 粒径相对稳定且可通过肺循环进行左心造影, 第二代超声造影剂的典型例子是Albunex®和Levovist®。第三代超声造影剂是包裹低溶解度低弥散度气体 (如氟碳或氟硫气体) 的包膜造影剂, 代表有Sonovue™、Definity®、Optison®、Echogen®等, 这类气体的引入使微泡的存活时间、稳定性和有效性极大提高, 在临床得到了广泛应用。第四代造影剂微泡, 即靶向超声造影剂, 是携带有靶向配体可以靶向成像或携带药物、基因等具有治疗作用的造影剂。利用靶向超声造影剂与靶标组织的特异性结合, 可在疾病发生的早期在分子或细胞水平对靶组织特异性显像。

1.2 超声造影剂的制备

目前最常用的超声造影剂制备方法主要有声振法、机械振荡法、冷冻干燥法。声振法是制备超声造影剂的最常用的一种方法。它是利用超声波振荡时产生的高频变换的正负声压, 负声压使存在于制备液中的气体膨胀形成微小气泡, 此时, 制备液中的脂质或白蛋白、表面活性剂、多聚体等趁机包裹微小气泡形成稳定的造影剂微泡。

机械振荡法是利用高频机械振荡时, 制备液中各点受力的时相不同产生不同的正负压力, 其中的负压可使存在于制备液中的气体形成微小气泡。频率越高, 正负压力的变换越快, 负压的时间越短, 气体膨胀越小, 形成的气泡就越小;振幅越小, 产生的负压力越小, 相同时间情况下, 由负压产生的气体膨胀越小, 形成的气泡越小。由于制备超声造影剂需要形成较小的微泡, 因此, 机械振荡装置需要较高的频率、较低的振幅。

冷冻干燥法是制备高分子包膜造影剂和磷脂微泡的常用方法。高分子材料外壳的微泡一般通过双乳化溶剂挥发法制备得到内部是水核的微球, 然后预冻将水核冻结成冰, 再真空冷冻干燥将冰核升华成水蒸气形成空心的微泡。也有将磷脂成分及其缓冲液和冻干保护剂的脂质体进行冻干, 得到疏松多孔的结构, 使用前充入生理盐水水化手摇得到微泡, Sonovue™就是冻干粉末, 填充一定量的六氟化硫气体得到的剂型。

上述传统制备方法可制备高产量、低成本的微泡, 但对微泡尺寸均匀性的控制能力较低。随着MEMS技术的发展, 基于微流控芯片流动聚焦技术的超声造影剂制备新方法成为研究的热点。与传统方法相比, 流动聚焦法制备的微泡粒径大小可控, 具有高度的单分散性。但是此项技术还存在一些问题亟待解决, 如提高产率、稳定存储时间、制备液利用率等, 都需要进一步的研究。

2 超声造影成像

2.1 超声造影剂的声学特性

微泡与超声场的作用极其复杂。微泡具有极强的声反射, 一方面是因为微泡中气体与环境液体的声阻抗差异巨大, 另一方面是因为微泡在谐振频率附近所产生的谐振现象。如果超声激励的声场强度达到足够高的水平, 微泡的振动会表现出非线性效应, 从而发射出谐波分量。

一般来说, 超声微泡造影剂的平均直径远小于超声波的波长 (1.5~15MHz超声波的波长为1~0.1mm) , 因此, 声场中静止的微泡可近似看作一个点状的散射体。利用波恩近似, De Jong对比了直径均为1微米的气泡和小铁球在水中的散射截面, 发现气泡的散射截面是小铁球的100万倍, 这种巨大的差异并非取决于密度, 而是因为气泡极强的可压缩性[2]。当受到超声激励时, 液体中的微泡会随着声波的压缩 (正压) 和稀疏 (负压) 半周期而发生有规律的收缩与膨胀。在适当的频率下, 随着声场强度的增大, 微泡会产生谐振。微泡谐振频率随半径的增大而降低。通常情况下, 临床医用超声的频率为1~10MHz, 恰好覆盖了微米量级微泡的谐振频率, 处于谐振频率上的微泡的散射截面可以达到其几何截面的100倍以上, 对超声波的吸收和散射都达到最大, 表现得就像一个有活性的声源, 因此, 超声微泡造影剂在临床医用超声下有非常理想的成像效果。

在较低声压下, 微泡的振动幅度较小, 近似为线性振动。当声场中声压幅度达到一定高度时, 微泡的膨胀与收缩开始出现不对称, 收缩明显滞后于膨胀, 这时微泡产生非线性振动[3], 并发射出相对于基波频率的非线性谐波成分, 如二次谐波、高次谐波、次谐波、超谐波等。

2.2 超声微泡探测成像方法

传统的超声成像系统发射和接收所用的频率带宽相同, 称之为基波成像, 微泡造影剂可以利用基波成像模式来检测。但当有组织存在时, 由于微泡信号和组织信号在时域和频域上的混叠, 而基波成像包含的信号处理过程没有对组织和微泡散射的声信号进行区分, 因此检测灵敏度较低, 尤其在小血管中微泡数量较少时, 基波成像模式的检测更是显得无能为力。

微泡造影剂在超声激励下的振动幅度、相位以及振动速率相对于声压和频率都是非线性的, 而组织对超声的散射相对于微泡是一种较线性的方式, 所以微泡造影剂和组织的散射回波信号具有相当的差异, 包含丰富的频率成分 (f, 2f, 3f, (1/2) f, (3/2) f, (5/2) f) [4], 可通过信号处理的方法提取微泡独特的信号特征进行微泡造影剂的成像检测。

二次及高次谐波成像:谐波成像主要依赖于微泡在成像频率下振动所产生的二次谐波或高次谐波成分。由于微泡产生的二次及高次谐波相对于基波具有更高的频率, 这种成像方法的一个显著优势是成像分辨率较高。然而, 其局限性是组织在不大的声压条件下也会产生二次谐波, 干扰了微泡的检测, 限制了造影剂组织比 (contrast-to-tissue ratio) , 虽然高次谐波成像可显著提高CTR, 不过对于探头带宽的要求较高, 而且高次谐波衰减大, 信号相对较弱。

次谐波成像:当微泡群受到超声激励时, 部分微泡会散射成像频率一半的信号成分[5], 称之为次谐波。有两种形式的次谐波信号:一种是微泡在其固有谐振频率的超声激励下所产生的次谐波信号, 另一种是微泡在2倍谐振频率的超声激励下所产生的次谐波信号, 这两种机制都会引起微泡产生激励信号频率一半的信号成分。而组织在超声激励下不会产生次谐波信号, 因此这种成像模式可以获得相对于基波成像更好的CTR, 不过次谐波成像的缺陷之一是降低了成像分辨率。

超谐波成像:微泡发生非线性振动时, 除了能产生激励信号频率一半的信号成分, 还能产生激励信号频率3/2、5/2、7/2倍的信号成分, 称之为超谐波信号[6]。超谐波成像相对于基波成像具有较高的CTR, 而且由于频率较高, 因此成像分辨率也更好。其缺点是要求探头有较大的带宽, 另外超谐波信号也相对较弱。

瞬态成像:微泡在低频超声 (如2MHz) 激励下会产生瞬态响应, 向外散射高频 (10-50MHz) 非线性信号[7]。利用这种特性可以对微泡进行成像检测, 称之为瞬态成像。其优点是能获得较高的CTR, 而且由于发生非线性瞬态响应时微泡的高频溢出信号很强, 因此信噪比也很高。

相位倒置成像:相位倒置成像是一种通过依次发射两个具有一定时间延迟且相位相反的脉冲信号进行成像的技术[8]。线性散射子对初始脉冲和倒置脉冲的反射相似, 信号叠加时因相位相反而抵消掉, 而非线性散射子对于不同相位的脉冲有不同的响应, 因此接收信号的叠加不会抵消。由于组织近似线性散射, 而微泡造影剂是非线性散射, 因此这种成像技术可以抑制组织信号而突出微泡信号, 但同时也会牺牲一定的成像帧速。

3 超声分子影像

3.1 超声分子影像的基本原理

超声分子成像是近几年来提出的新型医学超声成像方法, 是指将目的分子特异性抗体或配体连接到超声造影剂表面构筑靶向超声造影剂, 使超声造影剂主动结合到靶标组织, 观察靶组织在分子或细胞水平的特异性显像, 反映病变组织在分子基础上的变化[9]。至今, 超声分子成像技术已经成为医学分子影像学领域中重要组成部分, 亦是当前医学影像学研究的热点之一。与其他分子影像方法 (PET、MRI、CT等) 相比, 超声分子影像的优点包括: (1) 无创、无毒、无放射污染; (2) 能实时、动态、多次重复地对靶组织进行观察; (3) 可设计单靶点、多靶点和多模式的超声分子探针; (4) 可用于直接测量微血管或大血管内的血流速度。近年来, 国内外已开展大量靶向超声造影剂分子显像的研究, 主要是通过在超声微泡的表面携带能够与靶分子特异性相结合的抗体或配体, 形成靶向超声微泡造影剂。制备靶向微泡的关键在于微泡的表面修饰, 即如何将特异性好、活性高的配体牢固结合到微泡表面。

3.2 靶向微泡的制备

超声分子影像的快速发展离不开靶向超声造影剂的研究和开发。靶向微泡造影剂需达到以下要求[10]: (1) 微泡能够流动经过靶位; (2) 微泡有足够稳定时间以便在靶位循环和积聚; (3) 结合到靶位上的微泡应在超声检查过程中保持稳定; (4) 微泡与靶位的结合应牢固, 不能在血流作用下分开; (5) 靶位显像的造影剂用量应少, 最好是毫克级或更少; (6) 可以很快实现靶位与背景的高对比率。

由于造影剂微泡的尺寸原因, 微泡仅能在血池中循环。内皮细胞处于血管的最内层, 直接与血液接触, 靶向微泡无须跨过内皮屏障即可到达靶位。因此, 内皮细胞是超声靶向微泡最好的靶点, 具有天然的优势。制备靶向微泡时, 需要针对内皮细胞上特异表达的受体, 选择相应的抗体或配体。如何选择合适的特异性配体, 如何将合适的配体连接到超声造影剂表面是靶向微泡制备的关键。目前可供选择的配体主要有整合素家族 (α、β两条链经共价键连接而成的异二聚体跨膜蛋白) 、选择素家族 (L-选择素、P-选择素、E-选择素) 、免疫球蛋白家族 (ICAM-1, ICAM-2、PECAM-1) 。配体与造影剂微泡外壳结合的方式有直接连接法 (又称为共价的被动吸附、静电吸附法) 、偶联剂连接法、桥连剂结合法 (又称共价结合法) 、非吸附性非共价键键结的免疫化学固定。

除了以内皮细胞为靶点, 激活的血小板表面表达高密度的血小板糖蛋白Ⅱb/Ⅲa受体, 能促进血小板的聚集和血栓形成。能与血栓选择性结合的配体有多种, 例如肽或含有RGD基序的仿肽类物质均可以选择性地与激活的血小板表面的Ⅱb/Ⅲa受体结合, 在脂膜超声造影剂微泡的外壳连接上识别血栓表面血小板或纤维蛋白成分的配体, 使之达到与血栓高效结合的目的。

3.3 超声分子影像的应用领域

炎症、血管生成和血栓形成是许多疾病的核心病理过程, 引起血管腔内的分子表型发生变化。因此, 通过靶向微泡造影剂与这些表型发生变化的分子特异性地结合, 通过超声成像方法将这些特定的基因或蛋白显像, 从而达到对多种疾病 (如动脉粥样硬化、移植排斥反应及肿瘤) 的早期诊断[11]。

炎症的病理生理过程为炎症反应启动后产生一连串分子信号, 导致白细胞向炎症灶趋化、聚集。炎症靶向超声微泡的靶向目标是炎症发生时血管内激活的白细胞或表达增加的相关血管内皮细胞黏附分子, 如P-选择素、细胞间黏附因子1 (ICAM-1) 等。经静脉注射后的靶向超声微泡可以与激活的白细胞或血管内皮上的特异黏附分子受体进行高效的靶向性结合, 并较长时间滞留于该炎性组织, 从而实现其分子水平显影, 定量评价该部位炎症的发生范围及严重程度。此外, 由于炎症发生和发展的病理生理过程都在微循环中进行, 而微泡亦存在于微循环内, 因此, 炎症也是采用靶向微泡造影剂观察的最佳病变区。

靶向超声微泡在血栓形成或血栓栓塞分子成像和靶向溶栓治疗方面有十分诱人的前景。靶向超声微泡不仅可以提高检测血栓的特异性和敏感性, 而且同时可以靶向治疗血栓。血栓形成过程中血小板的黏附、活化以及纤维蛋白原介导血小板间的大量聚集, 在血栓形成过程中起着关键的作用。而活化的血小板膜表面高浓度表达一些糖蛋白整合素受体, 如糖蛋白GPⅡb/Ⅲa整合素受体等。因此, 靶向血栓微泡的构建策略就是将能特异性识别纤维蛋白原或活化血小板表达的受体的配体 (肽类、抗体等) 连接到微泡表面, 从而制备出特异性靶向血栓的超声造影剂, 实现血栓的靶向分子成像。

新生血管内皮表达大量的整合素、生长因子受体和粘附分子受体家族, 它们不仅是化疗药物的靶向位点, 同时也是靶向微泡的作用位点。血管新生的靶点可用于对肿瘤的新生血管进行观察和监测。肿瘤生长必须有丰富的氧和营养物质的供应, 为了达到这个要求, 肿瘤组织需要有丰富的血供, 导致促血管生成因子与抑制血管生成因子之间的平衡被打破。这样, 供应肿瘤营养的血管大量生成, 使肿瘤迅速生长。肿瘤促血管生成标记物的表达与肿瘤的分期、转移、复发和存活率具有相关性, 利用对标记物的追踪显影, 可为肿瘤生物学特性的认识及其诊断和预后的评估提供重要信息。血管生成的内皮标记物有生长因子受体和整合素家族, 在微泡表面装上能主动趋向生长因子受体和整合素家族受体的配体, 微泡将通过受体-配体的作用与肿瘤的血管内皮特异结合, 从而实现肿瘤的靶向分子成像。

4 超声微泡空化、载药、载基因治疗

近来研究发现, 超声作为一种增强溶栓新技术, 具有大幅度提高急性脑卒中溶栓药物溶栓效果的潜力。单独应用持续2 MHz经颅多普勒超声检测可以通过增加内源性t-PA作用, 提高自发性再通的几率, 但不能改变预后。研究表明具有超声空化效应的微泡可以增强溶栓:微泡在超声检测下的震动可以达到增加血栓与溶栓药物接触和增强内源性溶栓的作用。微泡作为声场中的有效空化核, 能显著降低空化效应的阈值, 从而增宽血栓中纤维蛋白链的间距, 增强血栓的“多孔性”, 使药物更易于向血栓内渗透。Porter等利用超声与微泡和 (或) 尿激酶进行体外溶栓, 超声联合微泡与超声联合尿激酶的溶栓效果相似, 超声微泡联合尿激酶则使溶栓效果提高3倍。[12]超声的另一个优势为通过超声辐射力的作用在病灶部位聚集微泡, 从而提高局部药物浓度。用超声定点空化和控制释放药物增强药物利用率提高溶栓效率的新方法, 将为提高药物溶栓效能提供一条新途径。

近年来超声微泡造影剂在基因治疗中得到了迅速的发展。目的基因通过表面粘附或内部包裹的方式与微泡造影剂结合后, 通过静脉或局部注射到靶细胞或组织, 给予一定条件的超声照射, 可明显提高体内局部组织、细胞的基因转染和表达[13]。微泡增强目的基因在靶细胞内的转染和表达的可能机制为: (1) 超声激励微泡破坏可产生孔, 使基因和药物载体易于跨越内膜屏障; (2) 微泡的超声“空化阈值”低, 其作为空化核经超声作用可发生空化破坏, 使微泡内的基因、药物以及结合有基因和药物的细小微泡碎片易于跨越内膜屏障; (3) 微泡空化过程中产生的冲击波, 可增加细胞的渗透性: (4) 微泡的声阻与组织和体液的声阻明显不同, 利用微泡增加声能的吸收率可产生局部的治疗效应。

5 总结与展望

超声成像技术已成为临床应用最广泛的医学影像技术之一, 具有高软组织对比、实时快速成像、操作方法简便、无禁忌、无损伤、可重复、可提携和经济等特点, 在疾病预防和诊断中有很高的价值。近几年随着超声技术的不断进步, 特别是超声造影剂的引入和超声分子影像技术的提出和研究, 超声波不仅可以实现对体内组织器官微观病变分子水平的探测与显像, 还可实现药物的靶向定点输运和释放。可以展望, 在未来5~10年, 超声领域的发展方向为集“成像给药治疗”于一体化的超声新技术。这项技术在未来的成功应用对于全世界的癌症以及心脑血管疾病患者都是一个极大的福音, 具有重要的科学、经济和社会意义。这也是超声有别与其他影像技术的独特优势和巨大潜力。

摘要：超声造影剂是一种具有稳定壳层结构的微米级气泡。当受到超声激励时, 微泡会随着声波周期性压力变化发生有规律的收缩与膨胀。超声造影剂的引入使得超声成像的分辨力、敏感性和特异性得到极大提升。通过将特异性抗体或配体连接到超声造影剂表面构筑靶向超声造影剂, 使超声造影剂主动结合到靶标组织可以实现对病变组织的分子成像。而且, 通过在靶向微泡上携带药物或基因可以实现靶向定点治疗。本文首先对超声造影剂的发展历程及制备方法进行了介绍, 对超声激励下微泡的声学特性以及新型超声微泡成像方法进行了概述, 接着对超声分子影像的原理、靶向微泡制备以及超声分子影像的应用进行了阐述, 最后介绍和展望了超声微泡在给药与治疗方面的应用。

超声成像技术发展现状及应用 第2篇

超声成像以其使用安全、成像速度快、价格便宜和使用方便等优势在临床诊断中被大量使用，是临床诊断的重要工具之一[1]。随着超声在医学诊断领域的广泛而深入的应用，以及微电子技术、计算机技术、图像处理技术和探头技术等工程技术的进步，促进了超声诊断技术不断发展。不仅仪器的图像质量明显提高，而且诊断的模式和方法也更加丰富。国内外很多研究人员从事着超声的研究，使超声技术从模拟技术扩展到数字技术，即数字声束形成技术[2]；从低帧率成像扩展到高帧率成像[3]；从二维成像扩展到三维成像[4]；从线性技术扩展到非线性技术[5]，以适应临床不同的需求。本文着重对多普勒血流成像、三维成像技术和谐波成像技术作一下介绍，并对各自在临床方面的应用进行概括。超声多普勒成像技术

超声多普勒技术主要应用于心脏和血管疾病的诊断。它是无损诊断血管疾病的一种重要手段，对超声多普勒血流信号的分析处理可以为疾病诊断提供重要依据[6]。当超声源与人体内运动目标之间存在相对运动时,接收到的回波信号将产生多普勒频移,由此确定其运动速度大小、方向以及在断层上的分布。

2.1多普勒成像技术简介

目前应用于临床的有一维连续多普勒、一维脉冲多普勒、彩色多普勒、能量多普勒和多普勒组织成像[7]。下面就多普勒组织成像技术及其应用做一个简单的介绍。

多普勒组织成像技术[7]是将低速高振幅的心肌运动信息进行彩色编码显示心脏运动信息的图像诊断技术。该技术能够直观的观察心动周期内各时相的室壁运动方向，并定量分析心脏各节段的室壁运动速度。与传统超声目测分析室壁运动相比，能够更为客观地评价心脏的运动特点。但多普勒组织成像无法克服多普勒声束与室壁运动方向夹角所产生的影响[8]。

2.2 超声多普勒成像技术应用

关于超声多普勒成像技术的临床应用的报道有很多。学者经研究发现二维及

彩色多普勒超声对甲状腺良恶性肿瘤的鉴别有一定的诊断价值[9]。李斌采用彩色多普勒超声对子宫颈部肌瘤的声像图特征及其相应的生理、病理学基础作了相关的实验分析，得出彩色多普勒超声对子宫颈部肌瘤有很高的诊断价值[10]。也有人针对彩色多普勒超声和多层螺旋CT两种检查方式进行比较[11]。另外，超声多普勒成像技术也可用于心脏图像的动态三维图像[12]。三维超声成像技术

三维超声成像的概念最初由Baun和Greewood在1961年提出[13]。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。随着计算机技术和图像处理技术的发展，三维超声成像取得了明显的进展，一些实用的系统开始进入临床应用。

3.1 三维超声成像技术原理简介

三维超声成像技术包括数据获取、三维图像重建和三维图像的显示[14]。三维超声成像是在采集二维图像的基础上进行重建而成。

要获得理想而准确的三维图像，需要清楚地了解二维图像的位置及角度，还需尽快扫查以避免运动伪像。常用机械驱动扫查、自由扫查、一体化容积探头扫查等方式获取[15]。

获取二维图像数据后，便可形成三维立体数据库。当选择一个参考切面对三维立体数据库进行任意方向的切割和观察时，即可完成对感兴趣结构的三维重建与显示。常用的重建方法为[15]：基于特征的三维图像重构法、基于体素的三维图像重构方法。显示方式有：断面成像、表面成像、透明成像。

3.2 三维超声成像的优缺点

与传统二维超声成像相比，三维超声成像具有明显的优势。主要表现在以下几个方面[16]：直接显示脏器的三维解剖结构；可对三维成像的结果进行重新断层分层，从而能从传统成像方式无法实现的角度进行观察；可对生理参数进行精确测量，对病变位置精确定位。

无可厚非，三维超声成像还存在不足之处[16]。主要表现在三个方面：(1)成像速度慢；(2)空间分辨力低；(3)成像效果未达到临床诊断要求。

3.3 三维成像的应用

三维超声在产科领域的应用较早，技术也较成熟[14]。不仅可以对胎儿体表结构进行表面成像，还可利用透明成像对胎儿体内结构进行三维重建，从而对胎儿整体形态结构进行观察。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的研究成功，三维超声有望在心脏疾病检查中发挥更大的作用。另外，三维成像对慢性膀胱炎症、憩室、结石、凝血块等膀胱疾病的诊断，也显示出优越性[14]。当然，它的临床应用还有很多，如在肝脏疾病、肾脏疾病以及眼科疾病等方面的治疗中也取得不错的成效[17]，再次不一一列举。谐波成像技术

在谐波成像应用于临床之前，所有超声成像系统都是按照线性超声来设计的。非线性声学的理论和实验表明，有限振幅声波在传播过程中会产生非线性效应，因此可以利用人体组织产生的高次谐波进行成像[18]。当前应用较广的有造影谐波成像，组织谐波成像等。具有谐波成像和Doppler血流成像功能成为高端超声成像仪的主要标志。

4.1 组织谐波成像和造影谐波成像

临床上，由于肥胖、胃肠气体干扰、腹壁较厚或疾病等原因，约有20%-30%此类的病人被称为超声显像困难病人[18]。对于此类病人需要较低频率的超声检查以增加穿透力从而得到进一步的诊断研究，组织谐波成像便能解决此问题。

组织谐波成像是利用超声传播过程中由人体组织自身产生的高次谐波进行成像[19]。组织谐波成像和造影谐波成像都是通过提取回波信号中的高次谐波分量进行成像，但高次谐波产生的物理原理却不相同。造影谐波成像的原理如下

[20]：超声造影剂内存在大量的微气泡，若通过静脉注射造影剂，由于造影剂中的微气泡与周围血液的声阻抗差异较大，增强了超声束的后向散射信号，从而提高超声图像的对比度，改善图像质量。这种利用造影剂反射回波的二次谐波成像的方式称为造影剂谐波成像。

4.3 谐波成像应用

目前谐波成像技术在心脏和腹部疾病超声图像诊断方面的应用较为广泛。但谐波成像发射频率较低，接受频率较高，使得靶区图像分辨力降低。因此，此项技术尚处在初级应用阶段。国内对组织谐波成像研究仅限于临床应用研究，尚缺

少对该项技术在理论和实验方面的深入研究。国外已经开展了组织谐波成像模型的理论研究，取得了一些成果。比如Yadong Li研究了用于产生谐波B型超声图像的计算模型[21]。组织谐波成像已经被证实具有较好的影像解析度，它比基波图像有着更好的对比，造影剂二次谐波成像可以增强造影剂与周围组织的对比度，使成像更为清晰。展望

从早期超声诊断技术到目前的超声多普勒成像技术、三维成像技术和谐波成像技术的发展历程来看，超声图像诊断技术的发展目的是为了提高图像质量，准确反映疾病信息。超声成像技术在过去、现在和将来都是医学影像研究的重点内容之一。随着技术的发展、研究的深入，相信将会有更多新发现和新技术用于超声成像中。

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三维超声成像综述 第3篇

传统的B型超声成像系统仅能提供人体某一断面的二维图像, 具有一定的局限性[1~3]。例如, 临床医生要根据自己的临床经验对多幅二维图像在自己脑子里合成其三维结构, 这个过程需要长时间的训练和相当熟练的B超操作手法, 这就给医生提出了很高的要求。为了解决二维超声成像的不足, 人们提出三维超声成像的概念。

三维超声成像具有图像显示直观、可以进行生物器官参数的精确测量, 缩短医生诊断所需要的时间, 提高诊断的准确性等优点。此外, 由于三维超声成像可以从任意角度观察被测物体, 因此能够模拟手术。由此可见, 对3D超声成像技术的研究解决了二维超声成像的一些不足, 具有更高的临床应用价值[4~5]。

由于三维成像这些特点, 三维成像的研究成为超声成像领域一个长期的热点。经过了近半个世纪的研究[6~10], 人们已取得了一些进展。但是由于传感器工艺水平的限制, 电路规模庞大, 成像算法复杂且耗时长, 3D图像不易显示等因素, 目前的3D超声成像技术仍有许多不足, 比如成像系统不仅空间分辨率差, 时间分辨率 (即帧率) 也非常低, 不利于对运动器官 (如心脏) 的成像。

本文从成像仪器最主要的技术指标成像帧率和分辨率的角度, 综述了当前3D成像存在的问题以及当前的研究现状, 并对基于有限衍射波的新的成像模式进行了介绍。

1 3D超声成像原理及存在的问题

用于三维成像的超声传感器也称为容积探头, 它主要有两种[11,12]:机械扫描方式超声传感器、2D超声传感器 (图1) 。

机械扫描方式是采用机械的方式来控制一维传感器的移动, 从而获得各个切面的图像, 然后将这些图像使用计算机和图像处理算法转换成3D图像。缺点是图像在移动方向的分辨率较低, 同时由于采用了机械扫描的方式, 用于实时成像比较困难。机械扫描方式超声传感器一般有线性扫描、扇形扫描和旋转扫描三种类型。在当前一种常用的成像系统 (Freehand系统) 中, 传感器的移动使用手动方式, 并通过光学等方式来进行定位, 但基本原理与机械扫描方式一样。2D传感器结构是在一个平面或曲面上分布大量传感器阵元, 比如128128个阵元。使用2D传感器是获得3D图像的最好方式, 既可以得到很好的空间分辨率, 又可以用于实时3D超声成像。缺点是传感器阵元数目大, 密度高, 制作难度很大, 不易实现。

例如, 设计一个128128阵元的2D传感器, 此时阵元数目就高达16384个, 同时还要设计具有相当数目的发射/接收信号通道, 这在现有的技术条件下几乎无法实现。

下面从成像仪器最主要的技术指标成像帧率和分辨率的角度来看当前3D成像存在的一些问题。

帧率 (或帧频) 是指单位时间内超声成像系统重建图像的帧数。帧率越高, 系统的时间分辨率就越强, 系统也就具有较好的动态特性。现在的二维B超成像速度基本上每秒30帧左右, 3D成像的速度则更低, 基本上少于每秒10帧, 很难满足临床诊断、特别是心脏诊断的实际需要。影响超声成像帧率的主要原因有如下几点:a、超声在人体中传播速度有限, 只有1500m/s左右[13~14]。如果对在200mm处的目标点成像, 超声波从发射到目标点再到接收阵元所需要时间为267µS。现有的超声成像系统采用聚焦成像方式, 传感器每发射一次聚焦声场只能获得一个 (即逐点聚焦成像) 或若干个成像点 (或像素) , 对于一个NxNz像素的2D成像, 成像系统要发射多次聚焦声场, 在不同平面目标区域聚焦, 才能完成重建一帧图像的要求。而对于一个NxNyNz像素3D数字成像, 要在不同立体目标区域聚焦, 发射次数激增, 总发射/接收时间将在秒级左右, 从而导致了成像系统帧率的下降;b、对于采用机械传感器的3D成像, 传感器的扫描运动也需要一定的时间;c、对于采用2D传感器的3D成像, 如果传感器阵元个数是Nx1Ny1, 对于成像像素为NxNyNz, 则理论上需要NxNyNNx1Ny1次延时叠加 (delay and sum) 计算[14], 如此大的计算量也会消耗一定的计算时间。

为了能获得更高的成像帧率 (或时间分辨率) , 近年来国际超声工程界进行了很大努力[15~17], 并取得了一定的进展。但从根本上说, 由于无法改变超声波传播速度有限的物理限制, 且多波束成像技术没有原理性突破, 现有的超声成像系统的帧率一直没有很大的提高。

空间分辨率是成像系统所能区分的最近物体的距离, 它受传感器尺寸、发射信号的频谱范围限制。现有很先进的2D成像仪器的分辨率已可以做到在1mm以下。当利用机械扫描的一维传感器的移动将2D切面图像转换成3D图像时, 由于传感器的声场实际上并不能限制在一个切面内 (图2) , 传感器在不同切面处的接收信号不仅包含了该切面的图像信息, 也包含了其他切面的图像信息。因此, 这种3D成像方式的空间分辨率自然不好。

2 研究现状及分析

当前对3D超声成像的研究, 从研究侧重点上来看主要集中在以下两个方面:传感器 (主要是2D传感器) 的研究和成像算法的研究。它们之间并不是孤立的, 不同的传感器结构将决定不同的成像算法, 而传感器结构及成像算法直接决定了成像仪器最主要的技术指标即成像帧率和分辨率。下面我们从传感器、帧率和分辨率方面对当前3D成像研究进行分析介绍, 并介绍一种基于有限衍射波的新的成像模式。

2.1 2D传感器的研究

理论研究表明, 要想获得大区域、高分辨率的3D图像, 除了增大发射信号的带宽外, 对传感器的要求是阵元数目要尽可能的多。比如上面所举例子, 设计一个128128阵元的2D传感器, 其阵元数目就高达16384个。另外传感器间距不能太大, 同时最好是对传感器的每一个阵元都可以单独控制发射和接受。这就要求在传感器阵元密度很大的情况下, 对每个阵元设置一个信号通道。要满足这种设计要求难度很大, 在现有技术条件下还不易实现[18~22]。

2.2 提高成像系统分辨率研究

在目前二维超声传感器阵列工艺问题未根本解决以前, 三维超声成像的基本步骤是利用二维超声成像所采用的一维传感器阵列[23], 按一定空间顺序采集一系列的人体断层图像, 计算机对这些图像进行三维图像重建, 并将结果在显示器上显示。由于传感器的声场是发散的, 并不能限制在一个切面内, 切面的图像信息也包含邻近区域的信息, 再考虑到切面个数有限, 且间距不可能很小, 重建图像的空间分辨率很低。近两年主要的研究成果有:

2009年, 有人对线性移动阵列的3D成像提出了一种对各个平面的接收信号使用合成孔径聚焦的方法来改进分辨率[24]。这种方法通过在移动方向的焦点处设置一个虚点源来进行“后波束形成”, 然后精确地计算传播时间来进行3D成像。这种方法灵活, 并且在成像点数较少时更加有效。文中对该方法的研究结果如图3, 可见该方法有效地提高了移动方向的分辨率。随后, 在2010年, 该研究小组又对凸线移动阵列 (convex rocking array) 的3D成像进行了研究[25], 通过类似的方法改善了移动方向的空间分辨率。仿真和实验表明分辨率平均提高26%和33%。体内实验也表明该方法提高了分辨率。

对于freehand系统重建问题, 2010年, 有人提出了一种使用直接帧插值技术 (Direct Frame Interpolation DFI) 来重建3D图像[26], 对高分辨率的B模式切片图像进行直接插值。B模式切片图像使用freehand扫描方式获得, 并通过光学方法进行定位。该方法通过在原始切片序列之间直接进行插值的方法获得新的切片, 然后再结合原始切片序列重构3D图像。DFI方法通过使用切片的位置和形状信息来优化重建过程, 以及减少运算时间和内存需求。这种方法提供了更好的图像质量, 重建时间也具有很大的优势。

2.3 提高成像系统帧率的研究

实现实时3D成像主要面临两个问题:第一, 要得到高帧率, 就要减少传感器的发射次数, 这就使得基于聚焦成像的空间分辨率变差。因此, 当前要获得成像质量好的实时3D成像系统比较困难。第二, 为了得到高帧率, 就要避免机械扫描, 这就要求使用2D传感器, 然而要制作高性能的2D传感器是很困难的。如何在现有传感器制作技术的基础上, 通过对成像系统改进获得较高成像帧率和分辨率是值得探讨的。有些学者对cross array传感器进行改进, 比如Christine在2009年提出了一种使用一个独特的交叉阵列进行实时3D成像方法[27]。该方法通过将两个线性阵列垂直放置在球形表面来构建2D传感器, 这种传感器的阵元数目少于传统2D传感器。研究结果表明, 通过使用288个阵元交叉放置的方式, 并采用较少的发射次数, 获得大视角的实时成像 (帧率>20帧/秒) 是可能的, 图像对比度和分辨率也比较接近传统128阵元线性阵列产生的图像。

3 新的成像模式

为了提高3D成像系统的分辨率和帧率, 人们做了大量的研究工作, 并提出了一些新的方法。目前在超声领域中一些学者试图采用有限衍射波[28~31]的理论对超声成像进行新的建模, 并对其成像机理进行新的诠释, 这是在频域中重建超声成像的一种很有意义的尝试, 现已取得了相当鼓舞人心的结果。下面我们就简要地讨论这方面的发展。

1992年, Lu Jianyu提出了X-Wave有限衍射波[32~33]。与贝塞尔波的区别是X-Wave是脉冲波, 而贝塞尔波是连续波。很多物理学家的研究表明, X-wave具有很多的优点。最近, X-Wave被应用于非线性光学, 并且由于它的重要性, 在文献[34]的“Search and Discovery”栏目中进行了专题报道。通过对X-wave的研究, Lu提出了另一种有限衍射波阵列波Array Beam[35], 并在此基础上于1997年提出了一种高帧率 (High Frame Rate, HFR) 成像理论[13~14]。其基本思路是, 发射脉冲平面波到要成像的物体上, 然后对接收到的回波信号用参数不同的阵列波Array Beam进行加权处理, 其结果经插值后就可得到图像的空间频谱, 最后通过Fourier变换得到二维或三维超声图像, 如图4所示。由于仅需要一次发射就可以重建一帧图像, 这种方法可以得到很高的图像帧率。比如, 在生物软组织中声波的传播速度大约是1.5mm/us, 成像深度是200mm, 声波的往返时间是266.6us, 如果不考虑系统中硬件的速度, 并直接采用2D平面超声传感器阵列, HFR系统可产生每秒3750帧的3D图像!

Lu的HFR系统与目前动态聚焦超声成像系统的工作原理有很大不同, 它首先建立图像的频谱, 然后再进行成像, 而且在提高成像帧率方面有了质的飞跃, 特别的, HFR成像对于快速运动物体 (比如心脏) 的实时成像是很有意义的。因此HFR成像方法的重要性是不言而喻的, 它被誉为21世纪医学超声领域中的新成像方法之一[36]。

国内一些学者根据傅立叶光学中的角谱概念提出了一种新的HFR模型[37~38], 这种系统和Lu的HFR系统可以得出完全一样的成像结果。另外这种新的HFR系统结构更加简单, 因为它用傅立叶变换取代了Lu的HFR中用有限衍射波束加权处理接收信号的过程, 从而避免了由此产生的系统的复杂性和实现困难等问题。

为了提高HFR的成像质量, 一些学者[38~40]提出了两种增大HFR成像图像分辨率的方法:发射不同角度平面波增大图像视场和降低斑点噪声或发射不同参数的有限衍射阵列波增大视场和空间Fourier域覆盖, 这两种方法最终的效果是有效展宽成像的频谱范围。仿真和实验表明它们确实可以有效提高成像的分辨率, 并进一步降低噪音对成像的影响。

虽然Lu的方法成像速度快、成像帧率高, 但也存在着一些需要解决的问题。第一, Lu的HFR系统在3D成像中需要2D传感器阵列, 而且传感器阵元必需同时发射或接收信号, 系统的电路规模将十分庞大。这些关键因素导致Lu的HFR系统在现有条件下无法应用于3D成像。第二, 不同于传统的超声成像系统发射电路所采用的开关电路, HFR需要同时发射幅度不同的信号, 这就需要线性功率发射电路, 这就导致电路复杂且功耗太大。后来Lu在文献[41~42]中提出了一个简化方案, 用两种极性相反的信号源作为发射激励信号。这种方法极大地简化了HFR的发射电路, 并保持了和直接发射Array Beam声场几乎一样的成像质量。但由于这种方案需用两种极性相反的信号源作为发射激励信号, 仍然无法直接和现有成像系统中的发射电路相兼容。对此, 一些学者通过进一步研究, 把HFR中的发射信号源个数及其超声功率发射电路个数降低到了极限, 即一个信号源和一个功率放大器[43], 从而大大简化了HFR成像系统, 并使HFR算法在现有的超声仪器上实现成为可能。

4 展望

当前三维超声成像面临的主要问题是帧率低以及分辨率差, HFR系统较好地解决了这两个问题。然而HFR系统需要使用2D阵列传感器, 在当前技术条件下难以实现。对此, 有些学者结合非衍射波和合成孔径技术, 提出一种新的成像方法, 该方法用一维传感器替代2D传感器, 从而解决了传感器的问题, 并保持较高的成像分辨率和成像帧率, 并且该方法与使用2D传感器的HFR系统具有兼容性[44]。图5为使用该方法和传统方法对不同深度散射点的仿真结果。在当前条件下, 这种方法或许是一种解决三维成像问题的较好方法。

摘要：三维 (3D) 超声成像是医学超声工程领域的一个研究热点, 目前市场上已有专用的三维超声成像产品。本文从成像仪器最主要的技术指标即成像的帧率和分辨率角度, 综述了当前三维超声成像存在的问题以及当前的研究现状, 并对基于有限衍射波的高帧率 (HFR) 成像模式进行了介绍。

医学超声成像前沿技术述评 第4篇

近年来, 随着计算机、信息技术、电子技术、新型压电材料等高科技的迅速发展和临床诊断及治疗的需求增加, 医学超声成像新技术层出不穷, 医学超声成像系统向更高层次发展, 图像品质日趋完美。本文将讨论医学超声成像系统中若干前沿技术。

1 数字化波束形成技术

波束形成器是超声成像系统中的关键部件, 其性能直接影响成像的质量。波束形成技术一直是超声成像领域研究的热点问题。上世纪90年代, 由于高速、高分辩率ADC和VLSI技术的快速发展, 数字波束形成技术在实时超声成像系统中实用化并很快占据主导地位, 使医学超声成像技术跨进全数化时代。

数字波束形成技术以数字延时替代模拟式波束形成器中的LC延时线来实现波束聚焦, 即以数字延时补偿替代模拟延时补偿[1,2]。数字延时不仅能实现精确延时补偿, 实现所谓逐点跟踪式动态聚焦, 还能方便地实现动态孔径、动态变迹控制, 克服模拟式延时补偿存在的诸多固有缺点, 通道数增加不受限制, 使图像品质 (包括空间分辩率、时间分辩率、对比分辩率和信噪比等) 得以全面提高。

图1是广泛使用的基于均匀采样的一种采样-延时-求和数字式波束形成器。这个方案要求有足够高的数据采样率, 至少是发射声波频率的8倍, 最好是发射频率的16倍或32倍, 并要求ADC有足够高的分辩率, 如10 bit或12 bit以上。高采样率、高分辩率的ADC不仅价格昂贵, 同时导致数字延时存储器的速度与容量相应增加。

一种改进的方案是采用基于基带解调的波束形成器, 就是先用Hilbert变换将射频回声信号解调为基带信号, 再作数字延时。这个方案容许数据采样率降低至发射频率4倍, 其代价是每个通道必须进行复杂的信号处理 (用Hilbert变换实现解调和用CORDIC算法实现精确的相位旋转, 以满足数字延时精度要求) 。

以上两种常用方案均要求每一通道需要有一只高bit ADC、数字延时存储器和一个插值器 (或相位旋转处理电路) 。这类方案硬件的复杂性使得其不适用于轻便型的超声成像系统或多维阵列系统 (配置二维阵列探头的成像系统) 。

之后出现了多种降低硬件复杂性的技术方法, 如稀疏-阵列 (Sparse-Array) 技术、合成-孔径聚焦 (Synthetic-Aperture Focusing) 技术、∑-△调制 (SigmaDelta Modulation, SDM) 技术等。其中最受关注并应用于多维阵列系统的是∑-△调制技术 (也称∑-△采样) [3]。

图2是基于SDM技术的波束形成器。该技术采用时钟率非常高的1bit∑-△A/D转换器, 即采用过采样技术, 时钟速率通常是发射中心频率的32倍至64倍, 也就是在400MHz以上。基于∑-△采样技术的波束形成器具有以下优点:过采样∑-△A/D转换器采用过采样技术与∑-△调制器的噪声整形技术可对量化噪声进行双重抑制, 使基带内信噪比大为提高;高速率的采样能够获得更为精确的聚焦延时;1 bitA/D与SDM信号处理能由简单的硬件实现, 能将通道数非常大的波束形成器以及其他的数字处理电路集成在一只芯片上, 极大地提高了系统的集成度和稳定性。现已出现多种提高或改善基于∑-△采样技术的波束形成器性能的技术方法, 如基于块处理技术的SDM波束形成器。

2 实时三维 (3D) 超声成像技术

三维超声成像经历了从静态三维–动态三维–实时三维的发展历程。实时3D是超声技术领域的新突破, 已证明其在心脏、妇产科等方面有非常重要的临床应用价值。

实时3D成像处理的关键技术是高速数据采集和超大数据量的高速运算能力。容积探头是解决高速数据采集的重要途径[4]。要达到实时显示三维超声图像的目的, 每秒钟最少应获取16个以上的金字塔形三维图像数据, 而每个金字塔形三维图像数据至少应由6030条扫描线的数据构成, 即每个金字塔内有30个扇形切面, 每个切面至少应有60条扫描线。因此, 要求每秒钟最少要获取28800条扫描线的数据。这是实现实时3D成像最大的难题[5]。

二维阵列探头 (矩阵型排列换能器) 是解决高速数据采集的重要途径。目前已有9696个正方形阵元组成的容积探头在临床中应用, 探头内有150多个微型电路板来控制这种多阵元的工作并实现同系统的连接, 采用16条声束同时在不同方位进行发射, 实现多波束发射与接收的金字塔形容积扫描。配置此容积探头的系统的关键部件是基于∑-△采样技术的1280通道数字波束形成器。

最近, 一种用纯净波晶体矩阵阵列做成的经食道的容积探头已进入临床应用, 在超声波诊断史上首次让人们见到实时的三维心脏图像。实时三维经食道成像法可让外科医生直接观察活动中的心脏图像, 这对于心脏手术方案的决定, 对于心脏治疗中、手术中的监视, 对于治疗、手术后的评价能够提供更加精确的帮助和支持[6,7]。

配置矩阵阵列容积探头的系统价格昂贵。一种较低成本的电子–机械复合扫描型容积探头 (如图3所示) 目前已被更广泛的应用。这种解决方案对三维数据的采集是在Z方向用机械方式使电子扫描的一维阵列探头作机械扫查来实现的。机械扫查所需的各种机构全部安装在探头中, 由系统对机械扫查进行精确控制。临床证明这类系统的实时三维图像清淅、无畸变, 三维位置与体积测量准确。

3 超声弹性成像

弹性成像是一种新的超声成像模式, 它不同于B型成像或彩色多普勒血流成像模式, 这些模式显示的是组织解剖结构信息或血流动力学信息。弹性成像显示组织的弹性 (硬度) , 即用图像显示出伴随病变发生的组织硬度变化。

对组织施加一个内部 (包括自身的) 或外部的动态/静态/准静态的激励, 在弹性力学、生物力学等物理规律作用下, 组织将产生一个响应, 导致描述组织弹性的物理量发生一定改变, 通过检测这些变化了的物理量, 可以估计出反映组织内部弹性属性的弹性模量等差异, 并以图像显示。

超声弹性成像已经经历两代发展历程:

第一代:静态方法, 属于压迫性弹性成像

通过给生物组织施加一定压力, 比较组织受压前后的变化得到一幅相关的压力图或应变图。有手动加压, 血管弹性成像与心脏弹性成像等类型。

第二代:动态方法, 动态超声弹性成像有两种类型。 (1) 外加低频振动源通过在体外施加一个低频振动源, 使生物组织内产生瞬时剪切波, 使用互相关方法估计剪切波传播的横向位移和纵向位移。

(2) 利用超声辐射力利用声学射频压力诱发局部内部振动并追踪组织运动。有以下不同的技术方法。

①剪切波弹性成像 (SWEI) , 成像参数:剪切系数。

②声辐射力激励成像 (ARFI) , 成像参数:组织轴向位移;剪切波速度。

③超声剪切成像 (SSI) , 成像参数:剪切波速度。

临床应用证明, 利用超声辐射力方法的超声弹性成像适用于乳房、前列腺、甲状腺、肝肿瘤良恶性辨别、动脉粥样斑块、心肌动力学以及高强度聚焦超声与射频消融引起的损害的检测与评估。

超声弹性成像正在发展成为继B型成像 (上世纪60年代出现) 、彩色多普勒血流成像 (上世纪80年代初出现) 之后第三种用于临床诊断的超声成像模式[8]。

4 其他新技术

4.1 谐波成像技术

同传统的超声波成像 (基波成像) 相比, 谐波成像具有便于无回声组织 (如心腔, 胆囊) 的成像, 皮下脂肪层造成的伪像小, 肋骨狭窄引起的伪像小等突出优点, 因而特别适用于某些由于肥胖、肺气过多、肋间间隙狭窄、腹壁过厚造成的困难成像病人的成像, 扩大了超声临床诊断应用范围[9]。

从成像技术上看, 已商品化的组织谐波成像方法有滤波法、脉冲倒相法 (也称相位反转法) 、新功率调制法 (也称谐波增强法) 、差分组织谐波成像法、单脉冲消除法等。

4.2 编码激励成像技术

数字编码超声技术是对超声脉冲进行编码和解码, 从而将数字化进一步前推到超声收/发前端。以编码发射替代传统的简单的脉冲发射方式, 可以克服传统发射方式所存在的某些问题, 如脉冲峰值功率高、信噪比低、穿透力差等。这些问题的解决不仅提高了B型成像和彩色多普勒血流成像的图像质量, 并使某些成像方式成为可能, 如B型血流成像。

已有多种二进制编码的编码激励在B型血流成像和彩色多普勒血流成像系统中获得应用, 如Barker码和Golay码。

4.3 实时复合成像技术

实时复合成像是指通过多次发射不同方向、或改变接收方向、或发射多个不同频率的声波, 然后对接收到的回波数据以某种规则加以融合的超声成像技术。实用的实时复合成像技术有以下方法: (1) 改变发射与接收传播路径; (2) 改变接收方向; (3) 改变发射频率; (4) 空间复合成像。

实时复合成像技术使成像视野扩大, 可减小斑点噪声和伪像, 提高图像清晰度, 提高对比分辩率。

4.4 B型血流成像技术

B型血流成像是最近出现的新的血流成像方法, 它是一种非多普勒血流成像技术, 因而它不存在像彩色多普勒血流成像 (CFM) 那样的一些缺点。

B型血流成像利用脉冲编码发射技术和组织均衡技术增强血管中血流回波信号的信噪比, 以提取微弱的血流信息, 并对血管壁的强回波信号进行均衡处理, 使血流和组织的显示灰度处于同一水平, 能同时对两者进行观察。目前的B型血流成像既能显示静脉血流, 也能显示动脉血流。

5 新型超声材料与超声换能器技术

5.1 新材料

新材料的研究与开发一直受到高度重视, 它是开发高品质探头的基础[11]。

压电复合材料具有声阻抗低、横向耦合弱、机电耦合强等突出优点。高性能探头正愈来愈多地用压电复合材料替代传统的压电陶瓷材料PZT。现在1-3连接和2-2连接的复合压电材料已广泛使用[9,10]。

近年来, (1-x) Pb (Mg1/3Nb2/3) O3-xPbTiO3弛豫铁电单晶 (缩写成PMNT) 的成功制备为制造新一代高性能医用超声诊断仪的实现提供了可能。PMNT单晶比较均匀, 很少缺损和缺漏, 也没有粒子界面。对于这种晶体进行任意方向的极化时, 双极子的取向几乎完全一致 (接近100%) , 使得机电特性得到飞跃式提高。由于PMNT单晶的结构更为均匀, 其压电系数d33高达2000pC/N, 机电耦合系数k33高达94%, 而PZT的压电系数d33约为600pC/N, 机电耦合系数k33约为70%。电能转化为机械能的变换效率与传统的PZT陶瓷比较, 提高了80%以上, 其应变 (加电场时厚度的变化) 提高了10倍, 频带宽度有了大幅度的扩展。

PMNT弛豫铁电单晶被称为纯净波晶体, 采用纯净波晶体材料制成的探头称纯波探头。纯净波晶体技术飞跃性地提高探头的效率、灵敏度和频带宽度。PHILIPS公司最早采用纯波探头, 在其高端产品iE33上配置了纯波探头S5-1, 使得其超声图像质量有了突破性提高。目前PHILIPS公司有三个高端产品 (HD15、iE33、iU22) 配置了纯波探头, 其第五代纯波探头是经食道的矩阵阵列探头X7-2t, 能获得实时三维心脏图像。

此外, 一种全新的探头技术–电容性超微细加工超声波探头c MUT作为下一代探头备受瞩目。c MUT是利用最先进的半导体加工技术在硅片上通过纳米级空隙形成许多超微细振动膜, 在硅片和振动膜里独立地埋入电极, 在两电极间加电压, 使空隙内产生静电场。由于c MUT利用静电场进行机电能量转换, 称为静电容量型探头。c MUT具有良好的超微细结构与宽频带特性, 可将各种电路与探头做成一体化, 并可望获得更高的图像质量, 更易于做出高性能的矩阵阵列探头。

5.2 超声换能器技术

超声换能器设计与制造技术在以下方面也取得快速发展: (1) 宽频带、高密度探头技术; (2) 高频探头技术; (3) 多维阵列探头技术。

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超声观察肝癌成像特征及诊断 第5篇

1 对象与方法

1.1 研究对象

选择我院就诊的肝癌患者50例, 其中男36例, 女14例, 年龄25~60岁。全部病例经肝穿刺活检并经病理证实为原发性肝癌32例, 继发性肝癌18例 (原发癌包括胃癌8例, 食管癌3例, 乳腺癌2例, 肺癌5例) 。单发结节2 9例, 多发结节2 1例。

1.2 仪器与材料

所使用的仪器为PHILIPS HD3, 西门子小狮王, 超声探头频率为3.5MHz。造影剂使用Sono Vue (由意大利博莱科公司生产) , 其主要组成成份是由磷脂聚合物包裹的六氟化硫气体微小气泡。在使用前注入无菌生理盐水5m L, 直至冻干粉被振摇分散完全。收集2.4m L混悬液, 在肘前静脉位置通过静脉留置针20G迅速注入, 然后再取5m L生理盐水注射冲管。

1.3 超声检查方法

首先进行肝脏和病变部位常规二维灰阶和彩色多普勒超声扫描记录病变部位的数量、位置、大小、形状、边界、声晕、内部回声以及之间的距离底部的腹壁。其次是彩色多普勒观察病变部位的血流状况。然后切换到超声造影Cn TI模式后, 注射造影剂观察病灶及周围肝组织, 制作5min的影像并创建和保存的图像。其中选择多发结节性肝癌患者的最大病灶最大的直径作为重点观察对象。

2 结果

2.1 超声成像特征

小肝癌患者共有34例, 病灶呈圆形或椭圆形, 大小在1.0~3.3之间, 其中低回声13例, 等回声6例, 强回声15例。病变部位组织与周围组织界限较清, 多数存在包膜, 暗晕50%~60%。在超声造影模式下, 动脉相:有26例表现为快速弥漫增强, 其中12例轻度增强, 14例为环形增强。动脉相增强后有22例表现为边界不清或欠清;门脉相:38例快速廓清, 12例仍呈弥漫增强。延迟相:35例呈边界清晰的低回声, 其余为边界欠清的近似等回声。

2.2 肿瘤血流特征

小肝癌患者主要以较少的血液供应为主, 肿瘤及其周围血液呈稀疏点状或1~2条细薄条状血流。其余原发性肝癌内见插入一些大血管, 显示树突状或彩色镶嵌的血流量, 和继发性肝癌肿瘤的血液供应相对较少, 主要是见血管包绕在肿瘤四周, 肝静脉或门静脉通过肿瘤或可能被挤压。

3 讨论

肝脏肿瘤的类型具有复杂性和多样性的, 原发性肝癌是由肝细胞发生恶性肿瘤, 也是肝脏最常见的恶性肿瘤, 肿瘤血供丰富。经过超声观察发现, 肝癌是一种典型的动脉相均匀或不均匀高增强, 病变部位显示杂乱的血管;门脉相多为快速或等增强, 延迟期则为低增强。本组病例超声成像表现比较典型。有部分文献报道, 肝癌在超声影像学上呈良性病变灌注样功能, 主要表现为低动脉期增强, 或者是在延迟期呈等或高增强。形成这种情况的原因可能与肿瘤的病理分化程度有关。如果分化程度越高, 肝癌的病变部位往往表现出良性特征。

彩色多普勒、能量多普勒可以检测肿瘤内部的血液供应, 但一些肿瘤的血液供应减少, 血管肿瘤内血流缓慢或位置不佳的肿瘤, 多普勒超声检查和不能衡量内血流信号。另外一个影响因素是, 检查时由于多普勒受到组织行动的干扰, 特别是肝左叶受到心脏的影响了大量的伪像。超声造影在临床诊断上主要根据超声技术显示三种不同的时相, 以便区分良性和恶性肿瘤以及肿瘤病灶的具体情况。不仅提高了传统超声波检测血流量的能力, 而且进行动态观察病灶组织, 从而提高超声诊断肝脏疾病的敏感性和特异性。本组病例显示, 在肝癌早期阶段小肝癌分化程度一般是较好, 病变部位的内部结构较为均匀, 处于低散射强度, 从而使超声表现以低回声为主。随着肿瘤变大, 恶性程度不断加剧, 增长速度加快, 血管生成和营养供应不足, 脂肪变性、坏死、出血和其他变化的发病率高。在病变部位超声波反射和散射强度增加, 回声增强。可见, 不同类型的肿瘤组织学构成不同, 其成像特征和血液供应有其自身的特点。

摘要：目的观察超声检查肝癌病灶的成像特征。方法对50例肝癌患者肝脏和病变部分行常规超声扫描, 然后切换到超声造影模式详细检查病灶及周围肝组织。结果26例动脉相为快速弥漫增强;38例门脉相快速廓清, 12例仍呈弥漫增强;35例延迟相呈边界清晰的低回声, 其余为边界欠清的近似等回声。小肝癌、原发性肝癌和继发性肝癌在肿瘤血流特征差异明显。结论不同类型的肝癌肿瘤组织学构成不同, 其成像特征和血液供应有其自身的特点。

关键词：肝癌,超声检查,成像特征

参考文献

[1]朱明华.肝脏肿瘤病理学研究展望[J].中华病理学杂志, 2007, 36:721～722.

[2]齐青, 王文平, 魏瑞雪, 等.彩色多普勒超声造影在诊断肝肿瘤中的应用[J].中华超声影像学杂志, 2004, 13:508～510.

超声波微成像 第6篇

1 资料与方法

1.1 一般资料

选取2014年3月~2016年2月因乳腺肿块、乳头凹陷等症状,并伴有乳腺疼痛来武汉大学人民医院检查的女性患者,并经手术或组织学活检确诊64例乳腺癌患者及70例乳腺良性肿瘤患者,年龄22~68岁,平均(43.87±12.47)岁。入院后所有患者均行超声弹性成像及核磁共振成像检查。

1.2 仪器与设备

超声诊断仪采用SIEMENS S3000超声仪(德国西门子公司),采用L11高频探头,频率为7~11 MHz;MRI使用SIEMENS Avanto 1.5T超导磁共振(德国西门子公司),双侧乳腺阵列线圈。

1.3 方法

1.3.1 超声弹性成像诊断检查法

患者平卧,必要时取侧卧位,并使其双手举过头顶,以便充分暴露乳腺及其周围部位。先行常规超声扫描检查,待图像稳定后,按乳腺外上至内上、内下至外下扫描检查,最后为乳晕。待常规超声扫描检查发现病灶后采用多切面扫查病灶,确定病变位置后,重点观察记录病灶的大小、形态、位置、边缘、内部回声等。随之切换到弹性成像模式行组织超声弹性成像。嘱患者平静呼吸,将病变部位的感兴趣区调整为病灶及周围组织,至少为病灶大小的1.5倍,一般为3~4倍。若病灶较大时采取分段法观察,探头垂直体表,在病灶表面做细震颤,以超声弹性成像诊断仪显示的压力与压放频率的综合指标达到2~3为宜。弹性成像检查运用实时双幅模式,分别显示弹性图及灰阶图,判断病灶与周围组织的应变程度。弹性图的取样框要超过肿块的大小,以弹性成像硬度评分5分法并结合本仪器的特征,对弹性图像分级[9,10]。

1.3.2 超声与磁共振联合诊断检查法

患者在超声弹性成像诊断检查后,行磁共振检查,具体如下。患者俯卧位,乳腺自然悬垂。常规横断面扫描:(1)平扫:重复时间(TR)为9145 ms,回波时间(TE)为75 ms,反转时间(TI)为150 ms,层厚为2.8 mm,矩阵256 mm×512 mm,1次激励,扫描时间3.12 min。(2)动态增强扫描:快速小角度激发三维动态成像序列,TR为12 mm,TE为4.6 mm,层厚为1.8 mm,激励角(FA)为25°,矩阵512 mm×512 mm,1次激励,重复扫描6次,扫描时间60 s/次,每次采集由88层图像组成。第1、2次扫描间隔20 s,间隔期间由高压注射器手背静脉注射对比剂钆喷酸葡胺,注速为2.0 m L/s,剂量为0.15 mmol/kg,随即连续重复5次扫描,无时间间隔。(3)图像后处理及分析:根据正常腺体信号的标准,判断平扫时的病灶信号,在工作站上行图像后处理及血流动力学分析。根据病灶大小及需要,行横断面、冠状面、矢状面的多平面重建,重建出清晰图像,并运用Functool软件处理相关数据。

1.4 判断标准

根据实时组织弹性成像(RTE)评分5分法评价超声弹性成像[11,12]。参考北美放射学会(ACR)的乳腺影像报告与数据系统的标准分为良性与恶性[13]。联合诊断标准:若高频超声或磁共振诊断结果不一致,则需要由3名资深超声科医生重新审核超声与磁共振的影像评定。若未达成一致,则按照高频超声或磁共振诊断结果中有一种诊断符合各自的恶性诊断标准,并被诊断为恶性,则结果为恶性;两种方法诊断全为良性,才为良性。

1.5 统计学方法

采用SPSS 17.0统计软件处理相关临床数据,计数资料以例数或百分比表示,采用χ2检验,以P<0.05为差异有统计学意义。

2 结果

2.1 超声诊断结果与病理确诊结果比较

83个恶性病灶超声弹性成像检测出68个,误诊15个;79个良性病灶超声弹性成像检测出66个,误诊13个。超声弹性成像与病理检查的诊断符合率为82.72%(134/162),误诊率为16.46%(13/79),漏诊率为18.07%(15/83)。见表1。

2.2 超声弹性成像联合核磁共振诊断检查与病理确诊结果比较

83个恶性病灶超声弹性成像检测出81个,误诊2个;79个良性病灶超声弹性成像检测出74个,误诊5个。超声弹性成像与病理检查的诊断符合率为95.68%(155/162),误诊率为6.33%(5/79),漏诊率为2.41%(2/83)。见表2。

2.3 两种诊断检查结果的符合率、误诊率及漏诊率比较

超声弹性成像联合核磁共振的诊断符合率明显高于超声弹性成像(χ2=14.126,P=0.000),而误诊率及漏诊率却明显低于超声弹性成像,差异有统计学意义(χ2=4.013,P=0.045;χ2=11.075,P=0.001)。

2.4 两种诊断检查的恶性预测值、良性预测值、灵敏度及特异度比较

超声弹性成像联合核磁共振的恶性预测值、良性预测值、灵敏度及特异度明显高于超声弹性成像,差异有统计学意义(P<0.05)。见表3。

3 讨论

我国乳腺癌患者的发病率呈现递增趋势,尤其是在发达地区,如一些大城市或沿海发达地区[1,2]。这可能与饮食与生活习惯有关,乳腺癌已成为威胁女性健康的恶性肿瘤之一,严重影响了其生活质量。高频彩超、钼靶等是常规检查乳腺的常用方法,并已成为诊断乳腺良、恶性病灶的主要手段,但其漏误诊率较高,严重影响了部分患者的治疗效果。这主要是因为常规检查不能获取乳腺组织弹性的信息,医师主要依据患者的临床表现特征、患者主诉及常规检查来评价病情,而良性与恶性乳腺肿瘤在弹性上具有明显的差异性。恶性的整个病灶无弹性,加压后病灶无变形;而良性病灶至少周边处富有弹性,加压后病灶边界发生变形。根据良性与恶性病灶的重要特征,依据RTE评分,可提高恶性与良性乳腺肿瘤的区分度,有效鉴别乳腺病灶的良恶性。若RTE得分≥4分,则诊断恶性,否则为良性病变,这也是本文的判别标准[11,12]。

弹性成像的概念源于触诊,即利用肿瘤组织硬度程度与疾病的相关性诊断,而良恶性乳腺肿瘤病灶与其硬度密切相关,乳腺癌硬度要大于良性肿瘤,这符合弹性成像的诊断标准[14]。乳腺癌是一种恶性乳腺肿瘤病灶,其由较坚硬的肿瘤组织组成,浸润生长,且与其附近的组织密切粘连,极大降低了其活动性,从而降低了弹性,提高了自身的硬度。研究证实,组织弹性系数越大表示硬度越大,乳腺内不同病变及其组织的弹性系数不同,从浸润性导管癌、非浸润性导管癌、乳腺纤维化、乳腺至脂肪组织的弹性系数依次降低,从而也表明了恶性乳腺病灶较正常或良性病灶硬度小[11]。王旭等[6]研究表明,虽然超声弹性成像对鉴别诊断良、恶性乳腺肿块的诊断的效能高,但其联合彩色多普勒更能提高乳腺癌确诊率,并利于判断乳腺癌的TNM分期。

核磁共振成像是采用磁共振现象从机体的相关组织或脏器中获取电磁信号,重建出机体内部信息的一种无创显像技术,对乳腺癌的分辨力较高[15,16,17]。核磁共振成像检测范围大,能获得原生三维断面成像,可显示高深位置伴局部或远处侵犯的病灶,使病灶更清醒、准确、直观的呈现,提高了乳腺良、恶性肿瘤的诊断准确率,并减少了误诊与漏诊率[18,19,20,21,22]。另外,核磁共振成像不受病灶位置、大小及周围腺体致密程度的影响,可提供乳房不同断层的影像,并对小叶癌与小叶原位癌的检出率高,且能清晰显示结节分叶、毛刺尖角状、瘤周围的结构及其强化情况。

为了进一步提高乳腺癌的诊断效率,笔者采用超声弹性成像联合核磁共振成像诊断乳腺癌,并以病理诊断为金标准。研究显示,超声弹性成像联合核磁共振的诊断符合率明显高于超声弹性成像,而误诊率及漏诊率却明显低于超声弹性成像,且超声弹性成像联合核磁共振的恶性预测值、良性预测值、灵敏度及特异度明显高于超声弹性成像,差异有统计学意义(P<0.05)。这充分说明超声弹性成像联合核磁共振成像诊断乳腺癌具有可行性,且其灵敏度、特异度、准确性高,能够有效区分恶性与良性肿瘤。

摘要：目的 研究超声弹性成像联合核磁共振成像诊断乳腺癌的可行性与效果,以便探究更优的诊断方法 。方法 选取2014年3月2016年2月于武汉大学人民医院经手术或组织学活检确诊的64例乳腺癌患者和70例乳腺良性肿瘤患者,分别采用超声弹性成像及超声弹性成像联合核磁共振成像诊断检查,比较两种检查方法的诊断效率,同时与病理结果对比。结果 64例乳腺癌患者经病理检查共检出83个恶性病灶,70例乳腺良性肿瘤患者经病理检查共检出79个良性病灶。超声弹性成像的诊断符合率为82.72%,误诊率为16.46%,漏诊率为18.07%,而超声弹性成像联合核磁共振的诊断符合率为95.68%,误诊率为6.33%,漏诊率为2.41%。超声弹性成像联合核磁共振的诊断符合率明显高于超声弹性成像,而误诊率及漏诊率却明显低于超声弹性成像,差异有统计学意义(P<0.05)。超声弹性成像联合核磁共振的恶性预测值、良性预测值、灵敏度及特异度分别为94.19%、97.37%、97.59%、93.67%,明显高于超声弹性成像的83.95%、81.48%、81.93%、83.54%,差异有统计学意义(P<0.05)。结论 超声弹性成像联合核磁共振成像诊断乳腺癌具有可行性,且其灵敏度、特异度、准确性高,能够有效区分恶性与良性肿瘤,可用于乳腺癌检测。

扇形扫描三维超声成像系统体积测量 第7篇

1 仪器和方法

1.1实验仪器与装置

1.1.1基于扇扫容积探头三维超声系统构成

本文所采用的三维超声系统由北京天惠华公司提供的TH-300超声诊断仪(图1)、法国Vermon提供的三维扇扫容积探头(图2)及本实验室研制的三维超声软件等部分组成,它包括图像采集、三维重建和三维图像显示等模块。

1.1.2实验材料

φ0.3 mm±0.05 mm尼龙靶线,蒸馏水,甘油,琼脂粉,Symacell纤维素等。

1.1.3圆柱体体模的制作

采用文献[13]中配方,将400 mL蒸馏水,16 mL甘油和7-10 g琼脂粉(Agar powder)混合加热至85oC,并保持该温度,周期性地搅拌,直到混合物变清澈后,停止加热。加入适量Sigmacell纤维素,用于调节体模的硬度和增加体模在超声波下的反射能力,将此混合溶液导入一规则的圆柱体模具中,冷却凝固后取出待用。圆柱体体模如图3所示,体积为V,用于在水中测定体积误差。将该体模放入水中不同深度,重建出三维超声图像,再按下面(1)式计算体模在水中的体积测量误差:

式中,r为圆柱体圆半径上的像素点个数与像素大小的乘积,H为圆柱体高的像素点个数与像素大小的乘积。

1.1.4立方体体模的制作

在如图4所示的容器模具中固定尼龙绳,构成一个立方体的形状(如图5所示),制作Agar体模[6]。采用1.1.3所述方法将蒸馏水、琼脂粉、甘油及适量纤维素混合加热后,将此混合溶液导入模具中,冷却凝固待用(图4)。ABCD-A’B’C’D’为待测目标立方体,然后在水中进行三维扫描重建,可以按下式计算出立方体模体积测量的误差大小。

式中,L为图像中立方体长度上像素点个数与像素大小的乘积,W为图像中立方体宽度上像素点个数与像素大小的乘积,H为立方体高度上像素点个数与像素大小的乘积。

2 实验结果与分析

超声需在介质中传播,本实验分别以水为介质测定圆柱体体积,以琼脂为介质测定由尼龙线构成的立方体体积。

在水介质中,由于Agar做成的体模成像效果较好,所以,考虑使用Agar制作成一个圆柱形的物体来测量其在水中不同深度下的体积。圆柱体的大小为直径50 mm,高20 mm。图6是该圆柱形体在水中不同深度下的三维超声图像。

在Agar介质中,用尼龙线拉制成了20 mm20mm10 mm的立方体,图7是Agar模型中立方体在不同深度下的三维超声图像。其它图像数据及通过SPSS17.0统计软件处理结果见表1。

从图6、图7及表1中可以看出,在水和Agar中,该三维超声系统的体积测量精度与实际值的均值相差不大,测量精度与深度无关,精度范围分布分别位于4%-7%和6%-10%之间,能较好地反映物体真实的体积大小。

从本实验可以看出,Agar制作成的目标体在水中反射能力较强,通过改变纤维素的含量,增大反射能力。与在水中测量的体积测量精度相比,在Agar介质中的测定误差比在水中的大。

3 结论

本实验设计制作了水中体模与Agar体模,探讨建立扇扫三维超声成像系统的体积测定标准,并用于评价三维超声成像系统的性能参数,为超声医学提供参考。

三维超声成像由于具有比二维成像提供更好的空间结构信息,使得在医学成像领域受到越来越多的关注。特别是在三维超声成像技术用于测量心室容积和心内膜面积等参数时,对定量的评价疾病的治疗具有很重要的意义。

目前,二维超声体模测量系统参数技术已经很成熟[5,6],并且已经产品化。但是三维超声体模的发展还处于实验阶段,各相关研究机构都还处于采用自己的方案进行测定,没有一个统一的标准,所以设计三维超声系统参数测定的实验装置和方案,并形成统一标准具有重要的意义。本文设计并制作了几种测定体积参数的装置和实验方法,并进行了测试,取得了较好的实验结果。

三维超声体模的研究还处于初步阶段,还需要得到医生和专家的认可,同时还没有一个统一的评价三维超声系统的性能的标准,所以以后的研究可从以下几方面努力:

(1)三维超声体模装置合理设计;

(2)三维超声系统评价标准的制定;

(3)三维超声体模的产品化。

随着计算机、电子技术和图像处理技术的发展,三维超声成像技术会越来越成熟,相应三维超声体模的研究和产品化也会有很大的突破,确立起性能参数的评价标准。

摘要：设计制作了两种用于三维超声系统体积测定的水中体模和Agar体模。实验结果表明,随着扫描深度的增大,在水中的体积测量误差从4%到7%逐渐增大;在Agar中的体积测量误差从6%到10%逐渐增大。所设计制作的体模与该体积参数的测定方法为建立三维超声诊断仪检测标准以及三维超声系统的临床应用作了初步探索。

超声波微成像 第8篇

1 资料与方法

1.1 一般资料

94例乳腺病患者经手术病理证实, 良性结节114个, 恶性结节63个;患者年龄23~66岁, 平均 (47.3±11.9) 岁;病灶直径3.2~50.3 mm, 平均 (20.2±9.7) mm。

1.2 方法

患者均采用GE公司生产的Logiqe 9彩超仪检查, 线阵探头, 频率6~15 MHz, 患者去除上衣后, 取平卧位, 依次进行二维、彩色多普勒超声、UE检查, 二维观察肿块大小、形态、边界、性质、有无钙化及晕环和内部回声等情况;彩色多普勒超声检查乳腺和肿块内部信号的分布、形态和数量, 分析动脉血流收缩期最高阻力指数及峰值流速;UE检查时将探头垂直于病灶部位, 将肿块调至取样框的中心处, 大小调至约2倍肿块面积, 使用最微小振动, 以免出现移位, 轻触5~10 min获得弹性图像。二维和UE检查探头加压时可对病灶硬度进行鉴别。

1.3 观察指标

彩色多普勒超声检查:0-I级, 为良性, 血流少;II-III级, 血流多。采用改良的UE5分法进行评分:组织受压移位变化大、弹性系数大的为蓝色;位移变化及弹性系数小的为红色;组织中等弹性系数为绿色。病灶大部分为绿色为1分、中心呈蓝色为2分、蓝绿比例相近为3分、少量为绿色或整体蓝色为4分、周围组织及病灶均为蓝色为5分。其中良性≤3分, 恶性≥4分[2]。

1.4 统计学方法

采用SPSS20.0进行统计学分析, 计数资料用n/%表示, 采用χ2检验, P<0.05为差异具有统计学意义。

2 结果

以病理结果为金标准, 114个良性病灶中导管乳头状瘤47个, 炎症6个, 纤维瘤61个;63个恶性病灶中髓样癌6个, 浸润性导管癌47个, 腺癌10个, 共有177个乳腺结节。彩色多普勒超声检查分级:114个良性病灶中, 0-I级86个, 63个恶性病灶中II-III级48个, 诊断准确性为75.7%, 特异性为75.4%, 敏感性为76.2%。超声弹性成像评分结果:良性病灶100个, 恶性病灶57个, 诊断准确性为88.7%, 特异性为87.7%, 敏感性为90.5%。两种检查准确性、特异性、敏感性相比较, 差异均有统计学意义 (P<0.05) 。

3 讨论

UE的出现为鉴别乳腺结节良恶性提供了新的途径, 弥补了传统超声的不足, 对直径大于10 mm的结节具有较好的诊断鉴别作用。组织的硬度与弹性系数相关, 压迫前后不同硬度的回波信号获取的变形程度不同, 不同深度位移量也不同, 病灶会有不同的颜色显示[3]。UE能反映不同物体的硬度, 从而诊断和鉴别病灶的良恶性。

本研究显示, 与病理结果相比, UE的准确性、特异性、敏感性分别为88.7%、87.7%, 90.5%, 明显优于传统超声的检测结果, 差异均有统计学意义 (P<0.05) , 说明UE能够准确鉴别乳腺结节的良恶性, 为临床治疗提供更加准确的诊断依据。UE出现3例恶性结节误诊, 原因可能为:①病灶的面积大小。病灶小于0.4 cm受力会出现变形或消失, 降低了诊断的准确性;病灶大于4 cm时受力不均匀, 影响弹性结果。②病理征象。出现误诊的腺样囊性癌和髓样癌均为较为柔软的质地, 易影响弹性评分。③取样框范围。取样框面积小于病变2倍时, 对于较大结节弹性评分较低, 造成UE图像面积是传统超声的2倍。14个良性结节误诊可能原因为:①部分结节内出现囊性变化, 无法反映结节的硬度, 影响评分。②病灶发生坏死、钙化或纤维化, 导致结节硬度增加, 特别是组织出现弥漫性病变, 会造成UE评分偏高。③钎维瘤通常活动度大、界限清晰且包膜完整, 使其无法均匀受力, 影响图像质量。

综上所述, 在鉴别诊断乳腺良恶性结节方面, 应用UE检查可提供较为准确的诊断依据, 具有显著应用价值, 值得推广。

摘要：目的 探究超声与UE (超声弹性成像) 在临床鉴别诊断乳腺良恶性结节中的应用价值。方法 选取2014年6月到2015年12月我院诊治的乳腺病患者94例, 经手术病理证实, 其中良性结节有114个, 恶性结节63个, 入选患者均行超声、弹性成像检查, 以病理检查结果为依据, 对比两者检查结果。结果 与病理结果相比, 超声检查结果诊断准确性为75.7%, 特异性为75.4%, 敏感性为76.2%;而UE检查结果诊断准确性为88.7%、特异性为87.7%、敏感性为90.5%, 明显优于传统超声的检查结果, 差异有统计学意义 (P<0.05) 。结论 在鉴别诊断乳腺良恶性结节方面, 超声弹性成像诊断结果更为优异, 应用价值更加显著, 值得推广。

关键词：超声,超声弹性成像,乳腺良恶性结节

参考文献

[1]苏丽娟.超声弹性成像在乳腺良恶性结节诊断中的对比分析[J].中国实用医药, 2013, 8 (21) :98-99.

[2]吴敬恒.超声弹性成像在乳腺良恶性实性结节中的诊断价值[J].中外医学研究, 2014, 12 (31) :80-81.