基于二維陣列換能器的實時三維超聲成像技術綜述

白培瑞 白 凈（山東科技大學信息與電氣工程學院，青島 6650）

2（清華大學醫(yī)學院，北京 100084）

引言

三維超聲成像技術顯示直觀，便于準確檢測病變部位，可精確測量器官大小，從上世紀70年代早期開始，就吸引了眾多學者的廣泛關注［1-3］。但是，三維數(shù)據(jù)獲取、處理、重建與可視化的計算量較大，限制了三維超聲成像技術在低成本系統(tǒng)上的實現(xiàn)。近幾年，由于計算機和可視化技術的發(fā)展，大大加快了三維超聲成像技術的研發(fā)。根據(jù)三維超聲成像技術數(shù)據(jù)采集方式的不同，可以分為三代［4］。第一代技術指配備定位傳感器的自由臂掃描成像方式，即在換能器上固定一個能夠測量換能器位置和角度的傳感器，移動換能器掃描時，將獲取的二維圖像及對應的位置和方向信息存儲于計算機中進行三維重建［5-6］。這種技術原理簡單，易于實現(xiàn)，需要聲束校準以消除換能器運動對定位精度的影響［7］。第二代技術指采用機械掃描裝置的三維成像方式，即在換能器內(nèi)部或外部安裝微型馬達，使換能器產(chǎn)生平移，傾斜和旋轉(zhuǎn)運動實現(xiàn)多截面掃描，然后根據(jù)每幅圖像的相對位置和角度重建出三維圖像。這種技術定位準確，重建速度快，可以觀察運動器官的變化；但是圖像采集和處理耗時，空間分辨率較差，改裝換能器比常規(guī)換能器大而重［8］。第三代技術指基于二維陣列換能器的實時三維超聲成像技術［9-10］，它可以產(chǎn)生對稱聚焦的超聲束，實時獲取和顯示三維數(shù)據(jù)，實現(xiàn)靈活的多平面成像，便于動態(tài)觀察3個正交方向上任一切面的心臟結構。這種技術盡管硬件系統(tǒng)成本高，電路設計復雜，但仍然成為最具發(fā)展前景的三維超聲成像技術。

下面系統(tǒng)介紹基于二維陣列換能器的實時三維超聲成像技術的工作原理和關鍵問題，并就其臨床應用中的問題和改進方法進行討論。

1 二維陣列換能器的工作原理

圖1 二維矩形陣列換能器的掃描聲束和聲束激勵坐標系。（a）金字塔型聲束；（b）右手笛卡爾坐標系Fig.1 Scan volume and excited beam coordinates of two-dimensional rectangular array transducer.（a）Pyramid beam；（b）right hand Cartesian coordinates system

與一維線性陣列換能器類似，二維陣列換能器同樣采用脈沖回聲相控陣電子掃描完成聲束的發(fā)射和接收，不同的是二維陣列換能器可以在兩個方向進行相控電子掃描。如圖1（a）所示［11］，在水平和垂直方向的一定激勵角度范圍內(nèi)，均勻分布相當數(shù)量的聲線，形成一個類似于平頭金字塔的掃描區(qū)域。多個陣元發(fā)射的超聲波傳播服從惠更斯原理，如果同時激發(fā)所有陣元，波前垂直于換能器表面。如果施加一定的延時，則可以控制超聲波束來掃描感興趣區(qū)域。二維陣列換能器兩個方向的聲束發(fā)射和接收都可以采用相控時延方式激勵和聚焦。如圖1（b）所示［12］，在右手笛卡爾坐標系中，任意陣元i位于（xi，yi，0）處，焦點F位于（xj，yj，zj）處，則聲波從陣元i到焦點F的傳播時間為

式中，c表示聲速。

為使每個陣元發(fā)射的聲波同時到達焦點F，相應的時間延遲為

式中，tOj是一個常數(shù)（tOj＞tij）。

為了提高三維數(shù)據(jù)的采集速度，聲束接收通道可以采用并行接收方式［12］。Explososcan技術就是在一定角度間隔的發(fā)射聲束兩側設計多條角度間隔較小的接收聲束，從而實現(xiàn)一次脈沖發(fā)射產(chǎn)生多條接收聲線［13］。將每個波束中的背向散射回聲投影到共同的投影平面上，即可進行C型、B型或體成像顯示。

2 二維陣列換能器的設計與制作

2.1 二維陣列換能器的設計

設計二維陣列換能器是一項非常復雜的工作，涉及的因素很多，比如陣列與陣元的幾何形狀和尺寸，以及工作頻率與檢測深度、回聲信噪比等。歸納而言，主要考慮以下幾個方面［14］。

2.1.1 陣列與陣元的幾何尺寸

二維陣列和陣元的幾何尺寸主要根據(jù)對陣元振動模式的要求來選擇。對于二維陣列換能器，各陣元應采用棒的振動模式，棒在兩個方向的邊界條件是自由振動。為了減小陣元之間的交叉干擾，陣元的長寬要小于厚度，厚度應小于最大半波長［15］。陣元尺寸的減小會使回聲信噪比降低，換能器靈敏度變差。如果陣列的幾何結構不能改變，可以考慮采用聲束控制技術提高換能器靈敏度，比如發(fā)射聲束與接收聲束的焦區(qū)分開、接收采用動態(tài)聚焦等。此外，陣列孔徑尺寸還受檢測部位的“聲窗”限制。

2.1.2 超聲波束特征

從成像質(zhì)量角度看，超聲波束的主瓣越窄，旁瓣幅度越小，圖像的空間分辨率和對比度就越好。但是，主瓣寬度和旁瓣幅度的指標是互相制約的。為了減小主瓣寬度，陣列孔徑尺寸應該大些。為了保證低旁瓣，又要求陣元間距小于半波長，這樣孔徑增大就意味著陣元數(shù)量和連接通道增多，給陣列制作帶來問題。所以，主瓣寬度和旁瓣幅度指標如何折衷，是二維陣列設計考慮的關鍵問題。由于制作成本高、成品率低，需要利用聲場計算和仿真工具進行二維陣列波束的優(yōu)化設計，所以二維陣列換能器的聲場計算與仿真是近年來的研究熱點［16-19］。2.1.3 發(fā)射和接收陣元通道數(shù)

從原理上講，二維陣列換能器要想達到與一維線陣換能器接近的空間分辨率，陣元數(shù)量應是線陣陣元數(shù)量的平方。以128陣元的線陣為例，二維陣列換能器應有16 384個陣元。但是，目前的陣列制作水平和電路連接工藝，無法完成如此眾多陣元的陣列制作，這也是多年來限制二維陣列換能器發(fā)展的主要因素。所以，實際制作二維陣列換能器時，要么直接減小陣列孔徑和陣元數(shù)量，要么設計稀疏陣列?，F(xiàn)在許多實驗室和企業(yè)都選擇稀疏陣列方案［20-22］，但是稀疏陣列會展寬聲束的主瓣，難以保證軸外聲束垂直于換能器表面，因此需要設法消除其負面效應。

2.1.4 工作頻率

超聲換能器的工作頻率一般隨檢測部位不同而變化。提高工作頻率有利于改善聲束的軸向分辨率，但是檢測深度會因衰減影響而減小。對于二維陣列換能器，由于陣元尺寸小、數(shù)量多，增加工作頻率會加大陣元之間的電耦合干擾，對背襯材料的厚度和焊接工藝要求也會提高。目前，常選的工作頻率在2～4MHz之間。

2.2 二維陣列換能器的制作

圖2 換能器種類。（a）矩形陣列換能器；（b）圓環(huán)陣列換能器Fig.2 Types of the transducers.（a）two dimensional rectangular array transducer；（b）two dimensional annular array transducer

二維陣列換能器根據(jù)陣元的排列方式可以分為矩形陣列和圓環(huán)陣列（如圖2所示），臨床上常用二維方形陣列。制作二維陣列換能器面臨諸多困難，特別是對陣元切割技術和陣元之間的電子連接技術要求非常高。近年來，隨著陣元切割技術從機械切割、激光切割過渡到微型制模階段，電子連接技術從手工焊接、彎曲多層電路到超大規(guī)模專用集成電路與激光打孔結合，已經(jīng)能夠方便地制作包含幾千個陣元的二維陣列，但是距離上萬陣元的陣列制作仍有較大距離。

美國杜克大學von Ramm教授領導的研究小組最早開展了二維超聲陣列換能器的研究與制作，并于1990年率先研制成功了42×42陣元的容積換能器［9-11，13］。他們采用周期或隨機稀疏陣列方案來減少活動陣元數(shù)，采用多層陶瓷連接（MLC）技術或多層聚酰亞胺連接（MLF）技術來連接陣元，使換能器尺寸減小，制作時間也大大縮減。同時，采用多層PZT與MLF連接技術相結合的辦法，以解決陣元信噪比的問題。同樣，日本東芝公司也采用隨機稀疏陣列方案?；陔娮蛹夹g優(yōu)勢，東芝公司將二維陣列換能器的結構分成3個子單元：換能器陣元、內(nèi)部電路模板和集成電纜。目前，已經(jīng)制作了64×64的二維矩形陣列，其中發(fā)射陣元1 024個，接收陣元1 024個，其余陣元不工作。圖3是東芝公司研制的二維陣列換能器的內(nèi)部結構［23］。

圖3 東芝公司二維矩形陣列換能器的內(nèi)部結構［23］。（a）上視圖；（b）剖面圖Fig.3 Schematic diagram of inner structure of the two dimensional rectangular array transducer made by Toshiba Corporation［23］.（a）top view；（b）cross section view

美國弗吉尼亞大學Hossack教授的研究小組一直致力于開發(fā)低成本便攜式三維超聲成像系統(tǒng)。他們采用全采樣方案（full-sampled，即所有陣元都參加發(fā)射和接收），制作了包含3 600個陣元的二維矩形陣列換能器，可以獲得實時C型近場掃描圖像［24-26］。荷蘭飛利浦醫(yī)療器械公司采用全采樣方案，將二維陣列換能器的大量通道與傳統(tǒng)128通道的標準超聲系統(tǒng)匹配，技術升級更加方便。2002年11月，飛利浦推出了實時三維商用機Sonos7500，配備的X4 x-Matrix面陣換能器可以獲得每秒20幀的高質(zhì)量三維圖像［27］。飛利浦自制的專用集成電路（ASICs）改進了傳統(tǒng)陣列陣元的上下引線結構，將陣元的連接線從側面引出，不僅可以保證3 000多個陣元的可靠連接，而且還為其他電路的布置留出更大空間。2004年，飛利浦又成功將Purewave晶體技術與xSTREAM結構設計融合，制作了X7-2 x-MATRIX面陣換能器，使二維陣列換能器在小型化、檢測靈敏度、檢測范圍等方面取得了重要突破，推動Live 3D超聲成像模式進入臨床實用階段［28］。圖4為X7-2 x-Matrix 面陣換能器的結構與外觀［29］。此外，Shung KK小組多年致力于開發(fā)二維高頻圓環(huán)陣列換能器用于皮膚和眼科的檢查，目前已有產(chǎn)品問世［30］。國內(nèi)關于制作二維陣列換能器的報道較少，清華大學施克仁教授曾經(jīng)制作用于工業(yè)檢測的二維8×8矩形陣列換能器，但是未形成產(chǎn)品［31］。

圖4 X7-2 x-MATRIX面陣換能器［29］。（a）結構；（b）外觀Fig.4 X7-2 x-MATRIX rectangular array transducer［29］.（a）schematic drawing of structure；（b）fully fabricated view

表1列出了部分典型二維矩形陣列換能器的相關參數(shù)。

表1 典型二維陣列換能器的制作參數(shù)Tab.1 Fabrication parameters of several typical two-dimensional array transducers

3 三維重建與顯示

3.1 三維重建方法

與其他醫(yī)學成像模式的三維重建不同，三維超聲重建需要結合數(shù)據(jù)采集方式，選擇合適的重建方法［32］。在自由臂三維超聲成像技術中，由于采集平面的不規(guī)則分布和定位數(shù)據(jù)的采樣限制，三維數(shù)據(jù)的組織需要進行多層坐標變換和校準，算法比較復雜［6，33-35］。對于基于二維陣列換能器的三維超聲成像技術，換能器位置可以固定不動，由電子相控陣掃描系統(tǒng)以一定的規(guī)律控制掃描聲線采集數(shù)據(jù)。如圖5所示，二維面陣換能器首先沿水平方向掃描，形成一幀圖像，然后沿垂直方向掃描其他幀，這種三維數(shù)據(jù)采集方式無需定位校準和多層坐標變換［36］。

目前，臨床上主要采用基于特征或基于體素的重建方法?；谔卣鞯闹亟ㄐ枰紫却_定剖面結構的特征值和表面值，然后進行三維圖像重建。不同結構的表面可以設計成不同顏色和陰影，也可以消除一些結構來突出顯示其余部分。這種方法可以優(yōu)化結構的對比度，但會丟失一些重要的精細結構和組織紋理?；隗w素的重建，首先把獲得的多幅平面圖像嵌入到體元圖像中，三維圖像每一點的體素值由二維圖像的像素值根據(jù)最近鄰加權平均計算插值得到。這種方法不僅可以恢復原有的二維圖像，還可以產(chǎn)生原來圖像序列中沒有的新視圖。根據(jù)前述陣列換能器的掃描規(guī)律，基于二維陣列換能器的三維超聲成像技術比較適合于采用基于體素的三維重建方法，只是在具體應用時要提供足夠的空間采樣率。

3.2 三維顯示技術

早期基于二維陣列換能器的三維超聲成像技術沿用傳統(tǒng)的CRT顯示器，由專用接口的軟件實時控制水平和垂直方向的偏轉(zhuǎn)電場［12］。隨著超聲系統(tǒng)的全數(shù)字化和數(shù)字化顯示技術的進步，不僅可以在超聲系統(tǒng)配套的液晶顯示器上顯示，也可以同步傳輸?shù)綀D形工作站顯示?；隗w素重建組織好的三維數(shù)據(jù)集，可以顯示為互相正交的B型圖像或C型掃描圖像，也可以采用光線投射法進行體繪制顯示，或者先進行體素分類或分割，提取感興趣目標后再用面繪制技術顯示。不同的顯示方案如圖6所示［37］。

圖5 二維陣列換能器的三維聲束掃描［36］Fig.5 Schematic diagram of three-dimensional scan procedure of two-dimensional array transducer［36］

圖6 基于二維矩形陣列換能器采集的三維數(shù)據(jù)的不同顯示方式Fig.6 Different displays of three-dimensional data acquired by two-dimensional rectangular array transducer

基于二維陣列換能器的三維超聲成像技術使用體繪制算法，主要有最大最小密度投影（MIP）和半透明渲染。最大最小密度投影一般只顯示每條射線上密度最大的體素，簡單省時，可以在低成本計算機上實時操作MIP圖像。三維超聲成像技術應用最廣的體繪制方法是半透明渲染，其原理是根據(jù)三維數(shù)據(jù)中射線的路徑以及每條路徑各個體素的貢獻，累加計算出累積亮度［3，32］。

4 臨床應用問題及改進方法

目前，許多國外知名廠商的高端超聲診斷設備（如飛利浦的IE-33）都配備了基于二維陣列換能器的三維成像功能，應用范圍涉及心內(nèi)科、婦科、產(chǎn)科、心血管和頸動脈血管、前列腺等［38-41］。國內(nèi)對這種實時三維超聲成像技術的應用基本與國際同步［42-46］，并先后報道了臨床使用面陣換能器成像的性能對比和使用心得，同時也對該技術的局限和需要進一步改進的地方提出了見解。

4.1 圖像質(zhì)量問題

盡管目前面陣換能器已經(jīng)可以產(chǎn)生比較清晰的三維視圖，但是在觀察一些復雜結構或小器官的細節(jié)時，觀察角度的調(diào)整靈活性和視覺效果仍然不夠理想。所以，除了提高換能器的中心工作頻率之外，還需要采用聲束控制技術，以提高圖像質(zhì)量。目前，已經(jīng)提出多段發(fā)射和接收聚焦、可變孔徑、并行接收、自適應掃描等方案，具體效果還有待于臨床檢驗。

4.2 視野限制問題

臨床超聲掃描視野往往受檢查部位的結構影響，如胸部肋骨和肺部吸聲區(qū)對超聲波傳播的影響，形成心臟檢查的“聲窗”限制，而且心臟不停的跳動也會增加運動偽像。為此，飛利浦提出了心臟掃描的“窄角顯示”模式和“寬角顯示”模式［42，45］。如圖7（a）所示，“窄角顯示”模式的掃描視角為60°×30°，通過控制旋轉(zhuǎn)球可以改變觀察角度，便于比較完整地觀察瓣膜和血管孔徑處的形狀、大小和運動。如圖7（b）所示，“寬角顯示”模式的掃描視角為60°×60°，數(shù)據(jù)采集需要跟蹤7個心動周期，將1、3、5、7序號心動周期的數(shù)據(jù)與0°～15°、15°～30°、30°～45°、45°～60°的激勵角度對應，合成60°×60°的掃描視野。這種顯示方式可以觀察心壁的解剖結構和運動情況，但是需要由心電圖機觸發(fā)，還要注意避免呼吸運動的影響。

圖7 不同心臟掃描顯示模式。（a）窄角顯示；（b）寬角顯示［45］Fig.7 Different cardiac scanning and display modes.（a）narrow-angled display；（b）wide-angled display［45］

4.3 寬帶和變頻換能器問題

增大換能器帶寬可以提高圖像質(zhì)量，增加信息量，而變頻可以適應不同的檢測部位。在門診量較大的醫(yī)院，如果為了使用三維成像功能而頻繁更換換能器會非常不方便，所以增加換能器帶寬和自由切換中心工作頻率，可以大大提高臨床使用效率。

4.4 操作界面和測量功能問題

目前，國內(nèi)外各大超聲設備廠商的儀器都配套自己的圖像處理軟件和分析界面，這種情況帶來的問題是操作界面簡繁不一，不利于醫(yī)師快速掌握和靈活選用。而且，圖像處理功能和在體測量的精確性沒有可比性，定量分析功能也不完善。所以，臨床應用急需建立一個標準，指導三維可視化和實時三維數(shù)據(jù)存儲，允許將先進的圖像處理與分割、識別技術快速融入系統(tǒng)，這是關系到能否充分發(fā)揮三維超聲成像技術優(yōu)勢的關鍵問題。

5 結論

基于二維陣列換能器的實時三維超聲成像技術在保持面陣換能器不動的情況下，利用相控陣掃描技術，實現(xiàn)三維寬束掃查，可以應用于病灶定位、手術引導、療效跟蹤評價等方面，是最具發(fā)展前景的現(xiàn)代超聲成像技術之一。目前的臨床實踐已經(jīng)證明了該技術的應用價值，但是國內(nèi)對該技術的掌握和開發(fā)尚不成熟。相信隨著國民經(jīng)濟實力的不斷增強和力量投入，國內(nèi)科研機構和企業(yè)會開發(fā)出具有自主知識產(chǎn)權的相關產(chǎn)品。

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