醫(yī)學(xué)超聲關(guān)鍵技術(shù)研究和進展(一)超聲換能器與超聲編碼技術(shù)

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1.醫(yī)學(xué)超聲關(guān)鍵技術(shù)國家地方聯(lián)合工程實驗室 (深圳市，518060) 2.廣東省生物醫(yī)學(xué)信息檢測與超聲成像重點實驗室(深圳市，518060) 3.深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)院生物醫(yī)學(xué)工程系(深圳市，518060)

醫(yī)學(xué)超聲技術(shù)的發(fā)展使得超聲成像在臨床診斷領(lǐng)域發(fā)揮著巨大的作用。由于超聲成像具有安全、無創(chuàng)、便攜、易用、價格便宜等優(yōu)勢，20世紀末超聲檢查已占據(jù)各類醫(yī)學(xué)影像檢查方式的四分之一。然而，許多新的醫(yī)學(xué)超聲技術(shù)仍然在不斷涌現(xiàn)，并且從診斷領(lǐng)域跨入了治療領(lǐng)域。本文在《生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)進展》分成三期連載，重點從超聲關(guān)鍵技術(shù)，包括超聲換能器、超聲編碼技術(shù)、超聲彈性成像技術(shù)、超聲圖像處理與分析技術(shù)、超聲微泡分子成像與治療技術(shù)和聲孔效應(yīng)等幾個方面進行簡述和探討。

1 超聲換能器關(guān)鍵技術(shù)

醫(yī)學(xué)超聲換能器是醫(yī)療超聲系統(tǒng)中最為核心的聲學(xué)部件，其研制理論及技術(shù)涉及到聲學(xué)、信息、電子、材料、物理等多個領(lǐng)域。隨著臨床醫(yī)學(xué)超聲影像需求的發(fā)展，寬頻帶、多維高密度、高頻、微型化腔內(nèi)集成探頭和環(huán)境友好是未來超聲換能器發(fā)展的主要方向。下面從材料發(fā)展、結(jié)構(gòu)創(chuàng)新、應(yīng)用延伸三個方面做簡要綜述。

1.1 壓電材料的進展迅速

壓電陶瓷是目前應(yīng)用最廣泛的壓電材料[1]。20世紀90年代取得突破性進展的是弛豫型鐵電壓電單晶[2]。2004年，飛利浦將壓電單晶(PMN-PT)應(yīng)用到X7-2面陣換能器上[3]，圖像質(zhì)量有了突破性提高。但由于單晶生長工藝復(fù)雜，成本較高，質(zhì)硬而脆，成品率低于壓電陶瓷，未得到廣泛應(yīng)用。壓電高分子聚合物如聚偏氟乙烯(PVDF)[4]以及PVDF與聚三氟乙烯(TrFE)[5]和聚四氟乙烯(TeFE)形成的共聚物[6]，柔性易成型、接收靈敏度高，可用來制作寬頻帶水聽器?；赑ZT陶瓷的壓電復(fù)合材料，機電耦合系數(shù)高、聲阻抗較低且易加工成型，在醫(yī)用超聲換能器中應(yīng)用較多的是1-3型和2-2型[7]，Odile Clade等人用1-3復(fù)合材料研制了中心頻率為3.5 MHz凸陣和7 MHz線陣[8]，相比陶瓷換能器帶寬增加了15%～25%。T.R.Shrout等人使用細顆粒壓電陶瓷制作2-2型壓電復(fù)合材料[9]，在高頻超聲換能器中有著很好的應(yīng)用前景。

壓電材料未來的發(fā)展趨勢是復(fù)合化、功能特殊化、性能極限化和結(jié)構(gòu)微型化，近階段的發(fā)展方向集中在：高居里溫度壓電材料、細晶粒壓電陶瓷、無鉛壓電材料三個方面[10-13]。

1.2 結(jié)構(gòu)的創(chuàng)新發(fā)展

基于厚度振動模態(tài)的傳統(tǒng)壓電超聲換能器，均是基于壓電振子、匹配層、背襯等核心結(jié)構(gòu)[14]，然而傳統(tǒng)換能器的設(shè)計及工藝，已經(jīng)難以滿足探頭微型化、集成精密化的發(fā)展趨勢。近年來國際上有學(xué)者利用由集成半導(dǎo)體工藝衍生而來的MEMS微加工工藝，開發(fā)了一類新型的醫(yī)用超聲換能器：微加工超聲換能器(Micromachined Ultrasonic Transducers, MUTs)。MUTs利用微薄膜的彎曲振動發(fā)射和接收超聲波，省卻了傳統(tǒng)換能器中的匹配層和背襯。根據(jù)機電轉(zhuǎn)換機制的不同，MUTs可以進一步劃分為電容式cMUT(capacitive MUT)和壓電式pMUT(piezoelectric MUT)兩種。

1.2.1cMUT技術(shù)

cMUT最早是由美國斯坦福大學(xué)Haller和Khuri-Yakub研究小組提出[15]。cMUT單元具有典型的微型膜片-氣隙結(jié)構(gòu)，由薄膜、支撐梁柱、重摻雜硅底座和金屬電極組成的，其結(jié)構(gòu)如圖1所示[16]。cMUT最大的優(yōu)勢在于超寬的頻帶寬度，如：2005年，Chris Daft等人研制了3.5 MHz、128陣元的cMUT凸陣探頭[17]，如圖2所示，-6 dB脈沖寬度為0.185 μs， -6 dB帶寬達125%。該凸陣探頭的脈沖響應(yīng)波形與凸陣探頭的頻譜曲線見參考文獻[17]。

圖1 cMUT 單元結(jié)構(gòu)Fig.1 The unit structure of capacitive micromachined ultrasonic transducers[16]

目前，cMUT的研制還面臨些挑戰(zhàn)，例如，為提升其靈敏度，需將前置放大電路與換能器集成在一起，此外，cMUT微電容單元必須施加一個適當?shù)闹绷髌珘翰拍芄ぷ?。總之，其對加工環(huán)境要求很高，需要昂貴的設(shè)備和較復(fù)雜的制程?，F(xiàn)階段cMUT的制作工藝還不夠成熟，目前仍處于實驗室階段。

1.2.2pMUT技術(shù)

pMUT是集壓電薄/厚膜技術(shù)和硅微加工技術(shù)于一體，利用振膜的彎曲振動模式發(fā)射和接收超聲波的器件。目前，傳統(tǒng)的pMUT基本單元，如圖2所示。

圖2 傳統(tǒng)壓電式微加工超聲換能器(pMUT)結(jié)構(gòu)Fig.2 The traditional structure of piezoelectric micromachined ultrasonic transducers

然而，pMUT[18-21]也還存在一些不足：一是結(jié)構(gòu)方面，大約一半的能量被非壓電層完全消耗掉，最近有學(xué)者設(shè)計研制了單壓電層的穹頂結(jié)構(gòu)pMUT，機電轉(zhuǎn)換性能得到大幅提高[22-23]；二是工藝方面，對壓電層、非壓電層的厚度精確控制還存在一定的困難。這些不利因素在一定程度上影響了換能器的性能。

1.3 應(yīng)用向?qū)I(yè)化延伸

1.3.1光學(xué)及超聲集成應(yīng)用

超聲內(nèi)窺鏡(EUS)彌補了電子內(nèi)窺鏡僅能觀察腔內(nèi)粘膜表面病變的不足，以電子內(nèi)窺鏡為基礎(chǔ)，將超聲換能器經(jīng)由內(nèi)窺鏡活檢通道深入體腔。日本的Olympus和Fujinon公司已經(jīng)研制出各種類型的超聲內(nèi)窺鏡產(chǎn)品，對消化道腫瘤、粘膜下腫瘤、胰腺病變等疾病的診斷具有重要的意義。超聲內(nèi)窺鏡的發(fā)展對超聲換能器制作提出了新的要求，主要表現(xiàn)在細徑、高頻以及變頻技術(shù)。

1.3.2心腦血管科的應(yīng)用

血管內(nèi)超聲(IVUS)是結(jié)合了無創(chuàng)的超聲診斷與微創(chuàng)的導(dǎo)管介入技術(shù)的新型診斷方法。將工作頻率一般在(20～50) MHz的微型高頻超聲換能器安裝在長約140 cm，細約1 mm柔韌的導(dǎo)管頂端，經(jīng)導(dǎo)絲將導(dǎo)管送到靶病變部位或要觀察的血管段的遠端。血管內(nèi)超聲探頭大致劃分為機械旋轉(zhuǎn)型單探頭[24]和電子掃描陣列式探頭[25]兩種，前者通過導(dǎo)管近端的電機驅(qū)動軸旋轉(zhuǎn)單探頭來獲取組織圖像，如圖3所示。后者則由多個陣元(目前為止最多64個)呈環(huán)形排列在導(dǎo)管頂端，通過電子開關(guān)的逐次連續(xù)激勵，而獲得360°橫斷面圖像，但圖像分辨率較機械扇掃探頭差。

圖3 (a)機械旋轉(zhuǎn)型導(dǎo)管探頭[24] (b)電子掃描陣列式導(dǎo)管探頭[25]Fig.3 (a) Mechanical rotary catheter probe. (b) Electronically scanned array catheter probe

1.3.3心臟實時三維超聲成像

目前，心臟三維成像儀操作復(fù)雜，非實時顯示，不能有效診斷疾病，實時三維超聲心動圖成像法引起了人們的廣泛關(guān)注[26]。為了實時顯示心臟的動態(tài)結(jié)構(gòu)，面陣換能器即多維高密度超聲換能器的研制引起了人們的極大興趣。國內(nèi)外的研究非?；钴S，以美國和歐洲地區(qū)為代表。最早由美國Duke大學(xué)的Olaf T. Von Ramm和Stephen W. Smith教授提出并研制成功[27]。目前用于臨床的商業(yè)化面陣探頭，主要采用單晶材料，頻率為(1～7) MHz，代表性產(chǎn)品型號如下：Philips的 X7-2 、X6-1 、X3-1 、X5-1 、X7-2t；GE的 4V-D、3V；Toshiba的 PST-25SX；Siemens的4Z1c。然而研制面陣換能器存在著很多技術(shù)難題[28]，如靈敏度低、陣元引線復(fù)雜、系統(tǒng)發(fā)射/接收通道數(shù)等問題。

1.3.4高頻探頭

醫(yī)學(xué)成像對更高分辨率的追求，使得高頻超聲(≥20 MHz)成像成為一個研究熱點。在皮膚科、口腔科、眼科、肌肉骨骼系統(tǒng)疾病的診斷，以及小動物活體成像等領(lǐng)域得到廣泛應(yīng)用。此外，超高頻(≥50 MHz)超聲可以有效地診斷青光眼和眼部腫瘤。美國南加州大學(xué)NIH醫(yī)學(xué)超聲換能器技術(shù)中心在該領(lǐng)域處于領(lǐng)先地位，Shung K.K教授領(lǐng)導(dǎo)的團隊研制了多種高頻超聲換能器，例如中心頻率為67 MHz和100 MHz的32陣元超聲換能器陣列[29]。加拿大Sunnybrook研究中心S.Foster教授領(lǐng)導(dǎo)的團隊，研制了(30～80) MHz高頻超聲換能器。美國Volcano生產(chǎn)的Revolution心血管內(nèi)導(dǎo)管系統(tǒng)，使用了中心頻率為45 MHz的相控陣。美國Boston Scientific研制了含有40 MHz機械旋轉(zhuǎn)超聲換能器的iCross心血管內(nèi)導(dǎo)管超聲系統(tǒng)。國內(nèi)學(xué)者也研制了中心頻率為(10～20) MHz的用于眼科超聲成像的壓電單晶環(huán)型電子相控陣，經(jīng)測試-6 dB的帶寬達到77%左右[30]，相對靈敏度～27dB。

2 超聲編碼技術(shù)發(fā)展和展望

信噪比和幀頻是醫(yī)學(xué)超聲系統(tǒng)中最為重要的兩個指標。目前，在大多數(shù)的醫(yī)學(xué)超聲成像系統(tǒng)中，成像機制是對不同的采樣點發(fā)射相同的單載波、短脈沖。這種機制限制了成像質(zhì)量和幀頻的進一步提高。主要表現(xiàn)在峰值功率與平均功率之比很大，平均功率小、不同采樣點間的干擾較大、信噪比差[31]，同時無法解決分辨力與穿透力的矛盾[32]。這就迫切需要新的技術(shù)來解決這些問題。

而在醫(yī)學(xué)超聲成像系統(tǒng)中，發(fā)射信號的帶寬和信號持續(xù)時間是系統(tǒng)的重要資源，如果能充分利用，那么傳統(tǒng)超聲系統(tǒng)的諸多矛盾和限制就有可能被解決和突破，這就是醫(yī)學(xué)超聲系統(tǒng)中采用編碼信號的初衷。

2.1 超聲編碼檢測原理

超聲編碼檢測系統(tǒng)是基于脈沖壓縮機制，與傳統(tǒng)的脈沖回波成像系統(tǒng)的區(qū)別在于：發(fā)射寬帶、長持續(xù)時間的編碼調(diào)制信號，接收端對回波信號需要進行解碼(脈沖壓縮)，來恢復(fù)成像脈沖。通常發(fā)射編碼信號需要具有良好的相關(guān)性，解碼采用匹配濾波器?；竟ぷ髟砣鐖D4所示。

圖4 超聲編碼檢測原理圖Fig.4 Principle of ultrasound detection with coded excitation

相對傳統(tǒng)單脈沖方式，發(fā)射信號的帶寬和持續(xù)時間都有可能增加，這種增加可以為信噪比的提高做貢獻[33]。當前研究和應(yīng)用的超聲編碼方式主要有巴克碼(Barker)、m序列、格雷碼(Golay)和調(diào)頻編碼(Chirp)。

2.2 超聲編碼檢測研究現(xiàn)狀

編碼信號用于醫(yī)學(xué)超聲成像的研究可以追溯到1974年，白噪編碼的超聲成像和多普勒測量系統(tǒng)的提出[34]。1979年，Takeuchi研究了在醫(yī)學(xué)超聲成像中使用擴頻技術(shù)，并指出了編碼信號的時間帶寬限制[35]。此后，由于超聲系統(tǒng)的復(fù)雜度(包括傳播媒質(zhì)和采用的動態(tài)聚焦等技術(shù))，這個方向的研究相對沉寂了近十年。

GE公司的研發(fā)人員為編碼超聲的工程化貢獻突出，O'Donnell論述了預(yù)期提高的信噪比，得出采用編碼方法信噪比可以提高(15～20) dB的結(jié)論，這為編碼超聲的工程化奠定了基礎(chǔ)。Chiao和 Thomas 領(lǐng)導(dǎo)的小組在90年代末實現(xiàn)了編碼超聲的產(chǎn)業(yè)化，他們采用的是Golay序列或正交Golay序列。國內(nèi)，陳思平教授在西安交通大學(xué)較早地進行了這個領(lǐng)域的理論研究，并提出了超聲多普勒擴譜技術(shù)[36]。

目前的超聲編碼檢測研究大多在探討編碼信號的選擇、脈沖壓縮機制和抑制距離旁瓣等問題，最重要的就是編碼信號的選擇，其中最為廣泛研究的編碼波形是線性調(diào)頻(LFM)信號[37-40]。Behar 與 Adam 研究了脈沖壓縮過程的參數(shù)優(yōu)化[41]；對于超聲的頻率相關(guān)衰減問題，Rao指出超聲衰減將導(dǎo)致 TBP 減少，從而降低信噪比[42]；Eck 等人基于一個簡單的超聲衰減模型，為LFM信號設(shè)計了隨深度變化的非匹配濾波器[43]。中國科技大學(xué)彭虎教授對基于線性調(diào)頻信號的高幀率超聲成像進行了仿真研究[44]。清華大學(xué)高上凱教授研究小組對基于Barker碼的編碼檢測在提高信噪比及穿透深度方面進行了探討[45-46]。深圳大學(xué)覃正笛教授提出了一種新的可以作為動態(tài)信號檢測的超聲編碼方法，該方法將編碼長度由單個脈沖時限擴展到整個實時參量估計的時間窗內(nèi)來進行考慮，提出了分段式長碼的概念[47-48]。圖5,6中的縱坐標代表檢測的信號功率。

圖5 (a)為用普通的短碼調(diào)制發(fā)射所得到的模糊函數(shù)，(b)為用分段式長碼調(diào)制發(fā)射所得到的模糊函數(shù)Fig.5 (a) Aambiguity function with common short code excitation(b) ambiguity function with truncated long code excitation

圖6 編碼超聲測量血流的水槽試驗結(jié)果(a)傳統(tǒng)的脈沖式發(fā)射，其中發(fā)射的脈沖寬度為8個波長,(b)用13位的Baker碼,(c)用16X256的分段式長碼Fig.6 (a) Aambiguity function with common short code excitation (b) Ambiguity function with truncated long code excitation(c)With the 16X256 segment length code

可以看出，編碼系統(tǒng)的信號檢測靈敏度和穿透能力要遠遠優(yōu)于未編碼系統(tǒng)，而采用分段式長碼后，空間分辨率有了顯著的提高[49]。

在新應(yīng)用方面，Misaridis研究了使用編碼信號實現(xiàn)快速超聲成像[33]；同樣，用于快速成像Gran采用了頻分的方法[50]。幀頻的提高，類似于通信中碼分多址的思想。通常要采用正交編碼，通過同時向不同的方向發(fā)射不同的超聲編碼信號，然后通過不同的匹配濾波器的解碼，同時得到多個方向的回波數(shù)據(jù)[51]。目前在國外，丹麥技術(shù)大學(xué)的快速成像實驗室、波蘭科學(xué)院超聲部等研究機構(gòu)仍然在進行這方面的研究，并時有新的成果[50，52]。文獻最早研究將編碼檢測技術(shù)應(yīng)用到彈性成像中[53]， 彭輝等人將 Chirp 編碼激勵應(yīng)用到一個實時的超聲彈性成像系統(tǒng)上，結(jié)果表明使用 Chirp 信號作為彈性成像系統(tǒng)的激勵信號，使應(yīng)變圖像質(zhì)量有了大幅提高[54]。

2.3 超聲編碼檢測技術(shù)難點

編碼信號很早就被成功地應(yīng)用于其他測量領(lǐng)域，如雷達和移動通信系統(tǒng)，而被研究與應(yīng)用到醫(yī)學(xué)超聲成像中卻比較晚，只是在最近20年才有了長足的發(fā)展。目前的醫(yī)用超聲設(shè)備中，只有GE公司和西門子公司的高檔進口設(shè)備中采用了編碼檢測技術(shù)。國產(chǎn)超聲設(shè)備還沒有采用編碼檢測技術(shù)的報道。這主要由以下原因造成。

(1) 醫(yī)學(xué)超聲的特殊性

由于人體結(jié)構(gòu)的復(fù)雜性，增加了編碼超聲實現(xiàn)的復(fù)雜性。在雷達系統(tǒng)中是對獨立目標的檢測，而超聲成像系統(tǒng)是對整個人體組織的成像，要求更高的顯示動態(tài)范圍，這對編碼的相關(guān)性提出了更高的要求；又由于在人體組織內(nèi)超聲隨頻率變化的高度衰減、非線性傳播、組織的運動等，這些都會使接收波形失真，并可能降低編碼性能；同時斑點(隨機高斯信號)的存在，使問題更為復(fù)雜。

在脈沖-回波式的超聲成像技術(shù)中，脈沖發(fā)射過程中可以用來進行編碼調(diào)制的時間長度是非常有限的。一般來說，對單一脈沖只能做到數(shù)個乃至十來個碼元的編碼調(diào)制。對于如此短的碼序列來說很難得到好的相關(guān)特性，因此會嚴重影響到成像質(zhì)量，主要是由于模糊函數(shù)的旁瓣產(chǎn)生的偽像。這就對編碼系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)和碼序列的選擇提出更高的要求。

從另一方面來說，編碼發(fā)射與接收是一個比較嚴格的相關(guān)過程，人體軟組織中超聲傳播的非線性會直接影響到編碼信號的相關(guān)特性。所以在無有效補償?shù)那疤嵯?，任何好的編碼序列在非線性聲場中都會失去其好的相關(guān)特性。這就是為什么目前大多數(shù)的研究工作都止步于計算機模擬和水槽實驗階段，真正成功地應(yīng)用于人體的編碼超聲技術(shù)者還為數(shù)不多。將編碼探測技術(shù)應(yīng)用到醫(yī)療超聲領(lǐng)域，急需解決超聲在人體軟組織中傳播的非線性衰減問題。

(2) 電子技術(shù)的約束

傳統(tǒng)的超聲電路，電路非常簡單，極易實現(xiàn)。而采用編碼信號，就其要求嚴格控制發(fā)射脈沖的幅度和相位，造成了系統(tǒng)的復(fù)雜，而且提高了系統(tǒng)的總功耗。不過隨著半導(dǎo)體工藝的提高，集成高壓快速開關(guān)電路和低功耗高壓寬帶功率電路的出現(xiàn)，以及超聲成像系統(tǒng)的數(shù)字化，編碼信號已經(jīng)開始用于超聲成像系統(tǒng)了。

(3) 傳統(tǒng)成像方式的技術(shù)對編碼檢測的影響

傳統(tǒng)超聲系統(tǒng)中采用的時間增益補償、動態(tài)聚焦等技術(shù)，對短脈沖很適合，但對持續(xù)時間相對長的編碼信號就有一定影響。如果動態(tài)聚焦和時間增益控制在脈沖壓縮之前，將導(dǎo)致接收到的編碼波形失真。但如果將脈沖壓縮放在動態(tài)聚焦之前，這需要每個陣元配置一個相關(guān)器，代價昂貴。

(4) 系統(tǒng)資源的約束

采用編碼信號，需要系統(tǒng)提供相對充分的帶寬和發(fā)射持續(xù)時間。但在一些超聲應(yīng)用中，這兩個資源是很有限的，這就限制了編碼檢測技術(shù)的使用。

2.4 發(fā)展趨勢和展望

超聲編碼探測技術(shù)依然是國內(nèi)外研究的熱點之一，在醫(yī)學(xué)超聲中新的應(yīng)用領(lǐng)域，尤為突出，如合成孔徑成像、彈性成像。目前合成孔徑成像(國內(nèi)也稱為高幀頻成像)在國外已經(jīng)廣泛研究，是通過多次發(fā)射穿透整個成像區(qū)的球面波，合成圖像。合成孔徑成像的幀頻不是由掃描線的數(shù)量決定，而是由發(fā)射陣元的數(shù)量決定。但是稀疏合成孔徑成像與傳統(tǒng)相控陣成像相比，信噪比低。利用編碼技術(shù)(空間編碼)可以實現(xiàn)增加幀頻而不犧牲信噪比。所以編碼信號在合成孔徑成像的研究仍將是今后研究的熱點。利用編碼檢測可以提高回波信噪比的特性，超聲編碼探測技術(shù)在超聲彈性成像領(lǐng)域也將被廣泛應(yīng)用。隨著研究的深入，研究將更具實用性，研究對象更接近真實的醫(yī)學(xué)超聲環(huán)境，甚至出現(xiàn)更多的臨床實驗與評估。

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