超声波成像范文（精选12篇）
超声波成像 第1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128×128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128×128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Nx×Nz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Nx×Ny×Nz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Nx1×Ny1, 对于成像像素为Nx×Ny×Nz, 则理论上需要Nx×Ny×N×Nx1×Ny1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128×128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。
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。
参考文献：
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超声波成像 第3篇
【关键词】超声弹性成像；二维超声；诊断；乳腺肿瘤；良恶性
【中图分类号】R445.1【文献标识码】B【文章编号】1005-0019（2015）01-0122-01
为了比较两者准确性、敏感性以及特异性，笔者将2012年10月-2014年10月期间在本院接受诊治的58例乳腺肿瘤病人视作本次研究的主要对象，依次予以超声弹性成像与二维超声诊断，旨在总结二者利用价值，寻找能够提升乳腺肿瘤良恶性整体诊断效率的最佳方案，为临床研究提供一定参考指标，现将具体研究程序作如下详细报道。
1.临床资料和方法
1.1临床资料
本次研究选取2012年10月-2014年10月期间在本院接受诊治的58例乳腺肿瘤病人，所有研究对象都是女性，且共有62个肿瘤。病人年纪在22岁-60岁之间，其平均年纪约（32±3.22）岁。给予所有病人超聲弹性成像诊断后，再予以二维超声诊断，并将术后病理结果视作金标准，计算出超声弹性成像与二维超声诊断程序的准确性、敏感性以及特异性等信息。
1.2方法
（1）本院所用仪器是飞利浦彩超诊断仪，型号是HD9，其探头是变频线阵式，探头频率在5.4MHz至8.8MHz之间。
（2）取病人仰卧位，嘱咐其外展双臂，使之双侧的腋窝和乳腺均能充分暴露出来，再以二维超声扫查患者双侧乳腺，查看是否存在着病变，待病变位置确认之后，将诊断仪切换至超声弹性成像模式中，再以专用探头予以加压、松压等操作。
（3）以双幅模式呈现出灰阶图以及弹性图。其中，在对弹性图进行取样时，应当适当拉大其取样框。
（4）待弹性体图像呈现出来以后，选中病灶位置及其附近乳腺组织，予以测量其应变率，在选出病灶区域之后，还需查看其附近深度条件一致的病灶组织，并将两者进行对比。
（5）以病灶附近乳腺组织实际病变率和病灶位置应变率相除，即可得到应变率的最终比值。
（6）以超声弹性成像具体应变率的比值视作判断病灶性质、规模的重要指标。如果比值超过3.08，表明该肿瘤是恶性；而如果比值小于或者是等于3.08，则表明该肿瘤是良性，同时将术后病理结果视作金标准。
1.3统计学处理
通过SPSS19.0统计学软件分析以及处理本组研究数据，通过（X±s）代表一般资料，通过卡方检验组间计数资料的对比，计量资料比较采用t检验，组间数据对比差异明显，具备统计学意义以P<0.05表示。
2.结果
研究结果表明，在58例乳腺肿瘤病人（62个肿瘤）中，术后病理结果发现有38例良性乳腺肿瘤病人，共有41个肿瘤；有20例恶性乳腺肿瘤病人，共有21个肿瘤。同时，超声弹性成像准确性是95.16%、敏感性是90.48%以及特异性是97.56%；二维超声诊断准确性是83.87%、敏感性是76.19%以及特异性是87.80%，表明超声弹性成像优势更加明显（P<0.05），详情如表1所示。
3.讨论
近年来，乳腺癌已经成为威胁女性生命健康的主要杀手之一，而早期诊断与及时治疗则成为延长病人生命的根本性途径之一[1-2]。诊断乳腺肿瘤良恶性的常见方法是超声检查，其中又以二维超声诊断最为普遍，该诊断方案强调对机体内部回声以及病灶形态学等基本信息进行观察，并在此基础之上判断其乳腺病变。该诊断方案在具体使用程序中仍然存在着一定缺陷，同时也存在着许多争议，因此并未受到临床肿瘤科的青睐与采用。在此背景之下，超声弹性成像也随之受到了越来越多关注，同时超声弹性成像与二维超声诊断乳腺肿瘤良恶性的比较也已经成为临床上重点研究的课题[3]。
弹性成像技术是探测组织内部弹性模量等力学属性的重要方法，超声弹性成像的基本原理是对组织施加一个外部的或内部（包括自身生理活动）的动态或静态激励，使组织产生位移（应变）或速度方面的响应。弹性模量大，即硬度大的组织，响应幅度小，反之亦然。通过超声成像方法，捕获组织响应的信息进行计算机处理，并以数字图像对这种响应信息进行直观显示和量化表达，从而直接或间接地估计不同组织的弹性模量及其分布差异。
本次研究活动中，以58例（62个肿瘤）乳腺肿瘤病人作为研究对象，术后病理结果发现有38例良性乳腺肿瘤病人，共有41个肿瘤；有20例恶性乳腺肿瘤病人，共有21个肿瘤。而超声弹性成像准确性是95.16%、敏感性是90.48%以及特异性是97.56%；二维超声诊断准确性是83.87%、敏感性是76.19%以及特异性是87.80%，因此超声弹性成像优势更加明显（P<0.05）。由此可见，作为临床上尤其重要的一种诊断技术，超声弹性成像具有较高使用价值，用于诊断乳腺肿瘤良恶性方面有较高准确性，因此建议推广。
参考文献
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混凝土超声波层析成像程序的编制 第4篇
1方法原理与计算公式
混凝土超声波层析成像系统可分为走时计算,Jacobi矩阵计算与成像计算三个部分。
1.1走时的计算
走时的计算方法有波动方程数值计算法、解程函方程数值计算法与射线追踪算法。混凝土超声波层析成像中走时的计算大多采用射线追踪算法,本文采用精度较高的弯曲射线追踪算法。
在混凝土中传播的超声波,其走时为慢度S(r)沿射线的路径积分
由(1)式可知:当介质的速度发生变化时,波阵面将发生变形,射线方向也随之改变,故(1)式中积分的路径为一曲线。近年来,在混凝土超声波层析成像检测与工程勘察的声波层析成像技术中,大多使用弯曲射线追踪算法计算走时,提高了走时计算精度。目前,应用比较广泛的弯曲射线追踪算法有两类:一类是基于程函方程的有限差分算法[4,5],另一类是基于Fermat原理与Huygens原理的最短路径射线追踪算法[6,7],其中基于Fermat原理的Moser弯曲射线追踪算法由于计算精度高,速度快,适用于任意复杂的速度介质,因而得到了广泛应用,本文采用Moser弯曲射线追踪算法计算走时。
Moser算法[6]首先将计算区域网格化,对每一网格节点赋一速度值,然后根据图论中的最小路径理论[8]与Fermat最小走时原理,从源点开始,计算超声波到达各个节点的最小走时及其射线路径,计算完成后,从接收点开始,反向拾取射线路径,从而可绘出射线路径图。其计算步骤如下:
(1)将计算区域划分为矩形网格,每一网格节点赋一速度值形成一速度网络;
(2)将速度网格单元边加密形成一射线网络;
(3)从发射点开始计算各节点的最小走时,并存下入射点编号;
(4)从接收点开始拾取最小走时与射线路径参数;
(5)重复步骤(3)～(4),完成所有发射点计算;
(6)绘出各发射点到相应接收点的射线路径图。
1.2 Jacobi矩阵的计算
混凝土超声波层析成像计算涉及到两个参数,一个是模型速度值vj,另一个是走时ti,两者关系可表示为
(2)式中tij(vj)表示模型的第j个节点的速度值与第i个走时值之间的函数关系。
在实际工程检测中,用仪器观测得到走时值tio,要求出成像区域即被检测混凝土断面的速度分布值v*j,两者的关系符合(1)式,即为非线性关系。通过Taylor级数展开可将非线性问题近似地线性化,第i个走时观测值tio可展开为Taylor级数,略去Δvj高次项可得
(3)式中为模型速度初始估计值,开始计算时取均布速度
(3)式可写成如下矩阵方程
(4)式中Δt─m维列向量,走时观测值与初始模型理论计算值之差;
Δv─n维列向量,初始模型修正量;
A─m×n阶Jacobi矩阵,可表示为:
在第i条射线通过路径上取任一单元,其速度可表示成如下线性函数[9]
(6)式两边微分,可得
(5)式中各元素可表示为
(8)式中由(7)式根据单元四角点坐标值求得;
(9)式中v0为当前速度模型值;Ri为该单元内射线路径。(9)式积分可由数值计算方法求出。
(5)式中矩阵A的每一行与一条射线相对应,一条射线只穿过有限个介质单元体,未穿过单元体的Jacobi矩阵元素为零,故(5)式为一大型稀疏矩阵。
1.3成像计算方法
成像计算就是求解(4)式,得到Δv,再将其代入(10)式
(10)式中k为迭代次数。由(4)式、(5)式与(10)式进行迭代计算,使解逐次逼近问题的真解,最终求得一个可以接受的解估计,然后进行成像输出。
应当指出:(4)式的求解并非易事,一般情况下,矩阵A为严重病态矩阵,并且(4)式大多为超定或欠定方程组,属矛盾方程组或不定方程组,没有通常意义下的解,只能用特殊的求解方法求得一个可以接受的解估计,本程序采用最小二乘QR分解(LSQR)算法求解,该算法在MATLAB语言中为一函数,但在FORTRAN或C语言中需要上百条语句才能完成。
2计算流程及程序界面
为了编程方便,设计了如下计算流程(图1)。
按不同的计算功能将程序分为各个模块,这些模块又与相应按钮相连,通过按钮可输入计算参数,执行相应计算模块,完成计算功能。本程序设计按钮为:成像网络、观测系统、数值模型、射线图形、成像计算、误差曲线、成像保存。设计界面如图2所示。
3 成像结果分析
为了使本程序对混凝土灌注桩与一般混凝土构件都能适用,本程序采用一组对边观测系统。
图3a为设计的一混凝土速度模型,模型长宽均为1 m,速度为4 100 m/s,其中有3个低速体,低速体速度均为3 000 m/s,以模拟混凝土内存在的蜂窝或疏松区等缺陷体。下部低速体长0.65 m,宽0.1 m,上部左侧为边长0.1 m的正方形低速体,上部右侧为边长0.15 m的正方形低速体。
图3 b为该程序计算的超声波射线追踪结果,在模型左边设置21个超声波发射点,右边设置21个超声波接收点,点距均为0.05 m,对每一个发射点发射超声波时,所有接收点全部接收,将所有发射点发射完后,就接收到21×21=441个走时数据,将这些走时数据传输到成像计算模块进行计算,即可得成像结果。图3中清晰显示出低速体周围超声波的绕射状况。
图3c为LSQR算法经20次迭代后的重建图像,计算中初始模型取均匀速度3 800 m/s。由图3c可知:3个低速体均有良好反映,上部左侧低速体的几何尺度明显小于右侧低速体,这与原速度模型相吻合。
图3d为观测走时与理论模型计算走时的均方差随迭代次数的变化,它是由图3a模型计算所得走时观测值tio与初始模型经各次迭代计算所得理论走时值ti之差的均方根值,即
图2中横轴为迭代次数,由图可知:随着迭代次数的增大,计算一直是收敛的。
4 结语
本文采用Moser最短路径算法计算走时,将Jacobi矩阵的元素表示成走时相对于节点速度变化的解析公式,由此计算Jacobi矩阵,用MATLAB中函数LSQR进行成像计算,编制了混凝土超声波层析成像软件,大大提高了编程效率,数值模拟计算结果表明:该程序可以得到良好的成像效果。
参考文献
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[2]楼顺天,姚若玉,沈俊霞,等.MATLAB7.x程序设计语言.西安:西安电子科技大学出版社,2007
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[5]Van Trier J,Symes MM.Upwind finite difference calculation travel times.Geophysics,1991;56(3):812—821
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[8]郑宗汉,郑晓明.算法设计与分析.北京:清华大学出版社,2005
超声波成像 第5篇
现如今的TOFD超声成像检测技术操作,已经在压力容器检测中得到了高度的肯定,为了在日后工作的开展上创造出更高的价值,必须加强探头的合理选择,这是非常基础的工作,而且产生的影响力较为突出。例如,针对75mm以下的工件进行检测分析,主要是通过单探头扫描的方式来完成的,或者可以在检测的过程中,结合相关的标准来进行灵活选择。值得注意的是,奥氏体材料、高衰减材料是比较特殊的材料,应坚持在探头的公称频率方面,以及晶片的尺寸方面,开展有效的调整,从而避免在TOFD超声成像检测技术的应用效果上造成不利影响。
3.2增益调整
就TOFD超声成像检测技术本身而言,在对压力容器开展检测的过程中,还需要在增益方面做出良好的调整。从客观的角度来分析,增益调整是TOFD超声成像检测技术的重要组成部分,而且在最终结果方面具备很大的影响力。在大多数的情况下,单个TOFD超声成像检测技术探头组的应用过程中,主要是在增益的设置过程中,将表面波的波高达到满屏高的40%-90%之间。通过开展这样的调整工作,能够促使TOFD超声成像检测技术的体系更加健全,在应对各项问题的处理过程中,不断的创造出更高的价值。
3.3技术测试
现如今的TOFD超声成像检测技术应用,对于压力容器检验产生的帮助是比较多的,而且整体上创造的价值相对突出。本文认为,TOFD超声成像检测技术的实施,还需要在测试力度上有所提升。例如,在TOFD超声成像检测技术的应用过程中,要充分考虑到压力容器的自我更新状态,以及压力容器的材料更新等等,不同工厂对于压力容器的需求存在很大的差异性。此种情况下,如果在TOFD超声成像检测技术的应用过程中,继续按照单一的标准来实施,不仅无法得到理想的成绩,还会导致压力容器检验的结果存在偏差和不足,最终造成的损失非常严峻。
4结语
我国在压力容器检测过程中,正在不断拓展TOFD超声成像检测技术发展的空间,以便创造更多的经济效益和良好的社会效益。日后,应继续在TOFD超声成像检测技术方面进行深入研究,不断提高我国压力容器检测水平。
参考文献:
[1]乌力吉图.浅谈TOFD超声成像检测技术在压力容器检验中的应用[J].中国战略新兴产业,,(12):127.
[2]王波.TOFD超声成像检测技术在压力容器检验中的应用[J].化工管理,2017,(06):147.
计算机在医学超声成像中的应用 第6篇
关键词：医学超声成像；计算机应用；图像处理；医学图像存档及通信系统
中图分类号：TP399文献标识码：A文章编号：1007-9599 (2010) 13-0000-01
The Computer Applications in Medical Ultrasound Imaging
Zheng Jing
(Disabled Rehabilitation Center of Liaoning,Shenyang110015.China)
Abstract:This paper describes the application of computers in the field of ultrasound to explore the field of medical ultrasound image processing method and medical picture archiving and communications system (PACS).
Keywords:Ultrasound imaging;Computer application;Image Proce-
ssing;Medical picture archiving and communication system
一、计算机在超声图像处理中的应用
超声数字图像处理包括超声图像的图像增强，图像的恢复，图像编码，图像的分析和图像的重建等内容。本文仅从图像的视觉效果进行探讨计算机在超声数字图像处理中的应用。
（一）平滑处理图像。对图像进行平滑处理，主要是为了尽量减少噪声对其造成的影响，理论上讲，B超探头所获得的同一个部位的静态脏器图像都具有形似的灰度值，但是，在现实应用中，其会不可避免的受到噪声的干扰，噪声对某帧图像和任意像素的影响是一定的，其一般也被看作是孤立的。为了尽可能的减少或者避免这种干扰造成的影响，通常采用领域平均法和帧平均法这两种图像空域处理方法。所谓领域平均法，不论像素内是否包含噪声，总是使用和相邻行的像素的灰度平均值对当前行进行赋值。也即是当前显示灰度值的像素，是已扫描的前一行和当前行的相应色素的平均值。这主要是因为噪声干扰的非相关性和行间图像信息的相关性，经过平滑处理后噪声干扰会减少一半。帧平均法，是让相邻帧图像之间进行这种平滑。
（二）伪色彩处理。由于人眼分辨灰度的能力是很有限的，而对于彩色图像人眼可以分辨上千种，但是对于B超诊断仪得到的是灰度图像，如果不同等级的灰度差被不同的色彩替换掉，图像的增强效果则会更加明显，从而灰度差较小的像素也很容易识别，提高了观察者识别B超信息的能力，这种使用色彩差代替灰度差的方法称为伪彩色处理。
灰度切割法的色彩变换，就是按照灰度等级将一幅图像的切割着色的方法。以取4位字长的像素灰度值为例，从高到低将其4位码进行排序，并分别传送到B，G，R，Y这4个通道，这样就能够得到这4中颜色的变化。
（三）对比度增强处理图像。将图像的分散密集的灰度变的相对稀疏采用的就是图像的对比增强处理技术，这样可以使得在图像中原本不易被察觉的细节能够很清楚的顯示出来，达到明显的增强效果。图像中的亮的部分和暗的部分关系着图像中的对比度。图像显示对比度低的情况是图片中大部分是亮点或者是大部分都很暗淡，图像的对比度高指的是图像中的亮点部分和图像中的暗淡部分比例相当。图像的对比度低，是有限范围的灰度造成的。从图像的直方图上可以很清晰的看见图像的像素比较集中于某一部分，并且是可利用像素占的比例少，动态范围相应的也小。在对B超图像进行处理前，首先要确定检查的范围，然后再利用图像的直方图判断像素比较集中的部分，对此可以拉伸整个图像，使图像的灰度范围动态范围变宽，以此将B超图像中存在的但是看不到的重要信息显示出来。
二、计算机在超声图像管理中的应用
除对B超的图像具有处理应用之外，计算机在医学领域还有更重要的应用，那就是B超图像的管理。超声图像中计算机对图像的管理主要包括：B超图像的存储，信息的检索，传输和编辑等。
（一）对图像的存储。在计算机硬盘中将数字图像以文件格式存储，计算机的硬盘80G已经是非常普遍了，80G硬盘就可以存储上万张的灰度图像和彩色图像。
（二）检索。图像既然以成为文件被存储在硬盘中，因此计算机的多种文件处理方法也将会使用图像文件。图像的检索也就可以按照患者的姓名，日期，病变类型等多种方法进行。
（三）编辑。图像既然已经存储那就可以打开，并在计算机屏幕上显示，还可以同时打开多张图片进行对比分析，还可以同时对图片进行拼接，编辑，制作教学节目等。
（四）传输。可以将图片经过互联网在医院内部不同的科室之间传输。比如，可以将B超计算机上的图片传输到手术室的计算机屏幕上，指导手术操作。也可以将图片进行异地传输。
伴随着计算机技术在医学影像应用中的不断深入和现代医学的不断发展，几年来正逐步形成数字化医院。为医院实现数字化的平台是PACS系统和HIS系统，PACS集成信息系统指的是经过网络获取，存储，管理和显示放射医学图像。PACS主要提供的功能有4个：在会诊，诊断，报告和远程观察医学图像；依据图像的性质找出合适的介质用于存储；通过网络互联将图片用于会诊，诊断，报告和远程的工作站；向用户提供一个集成信息系统。
下面是一个B超影像高速PC工作站，其具有多种功能，主要有：影像的采集和处理功能，诊断报告书写功能，远程调用功能，专家会诊功能等。经过集线器将工作站可以和存储服务器和部门以太网双绞线直接相连。存储服务器同时也预留了一个DICOM功能，以便和医院的HIS系统相连进行信息之间的交换。B超图像采集工作站的基本系统结构见图1。
图1 B超图像采集工作站的基本系统结构
三、计算机在医院超声成像领域的发展趋势
随着计算机技术和图像处理技术的不断发展，在医学领域中计算机的超声成像技术将会被广泛的深入。其应用也主要体现在以下几个方面：三维成像技术，B超全数字化技术，B超图像处理软件开发，基于计算机的B超诊断仪，超声图像的管理和通信技术。总之，在医学领域中计算机对图像的处理已经成为重要的发展方向。
参考文献：
[1]张德俊.医学超声成像新技术的物理声学基础[J].中国超声医学杂志,1999,11
[2]汪源源.医学超声技术──疾病无损诊断的好帮手[J].世界科学,2000,8
[3]余薇.医学超声成像技术方法学进展[J].北京生物医学工程,2001,3
超声观察肝癌成像特征及诊断 第7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.
超声波成像 第8篇
桥梁工程作为我国建筑的重要组成部分, 具有十分重要的作用。近年来, 我国政府高度重视基础设施的建设, 对其给予了大量的支持与帮助。桥梁基桩工程作为整个桥梁工程的重要组成部分, 对于整个桥梁工程质量具有十分重要的作用, 引起了桥梁建筑相关人员的广泛关注与高度重视。超声波层析成像技术由于其自身所具有的一系列优点, 受到了桥梁基坑相关建设人员的欢迎与喜爱, 纷纷利用其对其进行质量检测。
2 简述桥梁基桩中的超声波层析成像技术
超声波层析成像技术是指利用超声波技术, 将原本无法观测到的物质通过一系列设备呈现出, 其起源于上世纪50年代。经过长时期的发展与完善, 超声波层析成像技术已逐渐趋于完善, 受到了相关行业人员的欢迎与喜爱。现阶段, 已被广泛运用于医药、建筑、电子等多个行业, 发挥着巨大的作用。在平时的实际生活中, 相关建设人员在运用超声波层析成像技术对桥梁基桩进行检测的过程中, 需要将超声波探头置于其检测部位, 利用一系列电子设备将检测部位的工程结构显示出来[1]。在此基础上, 相关人员可以运用所学专业知识, 对检测部位的施工结构进行研究分析, 保证整个桥梁基桩工程的质量施工质量。
3 桥梁基桩超声波层析成像检测的技术分析
3.1 超声波透射检测技术
超声波透射检测技术主要包括换能器的升降以及检测数据的收集两个方面。1.在进行实际操作的过程中, 首先要用直尺对声测管的外径距离进行精确地测量, 并将其测量结果报给相关数据采集人员。在运用超声波层析成像技术对桥梁基桩工程进行检测之前, 还需对假探头进行试放, 观测检查换能器是否可以在声测管中自由升降。在此基础上, 在放置换能器的过程中, 应注意控制放置换能器的力度, 不得过快, 以防止其与电缆线混合在一起, 造成不必要的麻烦。此外, 还应对声测管管口以及电缆线与钢筋接触的地方进行保护, 以防止其出现磨损、断裂等现象;2.在对桥梁基桩施工过程中的检测数据进行收集时, 首先要对包括换能器、放大器、声波检测仪等一系列仪器进行检测, 观察其是否连接好。之后, 将相关仪器的电源打开, 设置合适的参数对其进行检测。这需要桥梁基桩相关人员首先将两个换能器放置于声测管的底部, 每隔20cm到40cm对其进行检测一次, 并将其检测到的数据进行收集, 直至检测完毕。需要注意的是[5]:在对桥梁基桩工程中的声测管进行检测之后, 还需观察所检测数据是否存在异常点。如果发现差异较大的异常点, 还应对其进行再次检测, 保证检测数据的准确性。
3.2 成像结果的数据处理
相关建设人员在运用超声波层析成像技术对桥梁基桩工程进行检测之后, 相关仪器会显示出多个图像的图形以及数据。这些图形和数据能够比较真实的反映出桥梁基桩的内部状况。相关人员在对桥梁基桩工程的成像结果进行分析时, 一般需要运用到超声波层析成像软件, 完成对图像以及数据的处理。
4 桥梁基桩超声波层析成像检测中出现的问题
一般情况下, 声波的频率范围在20Hz与20000Hz之间。我们将高于20KHz的声波称之为超声波。在桥梁基桩工程施工过程中, 金属材料工件的超声检测频率在0.15MHz与20MHz之间, 而混凝土等非金属材料应选用频率在20KHz与500KHz之间的超声波对其进行检测[2]。
4.1 超声波波速判别问题
混凝土的超声波波速主要受到其弹性参数的影响。如果我们将桥梁基桩中的混凝土看成宏观裂纹、分散微裂区以及具有稳定缺陷的基体组成复合材料。一般情况下, 具有稳定缺陷的基体由于在承担负荷前后的弹性常数相同, 并不会对桥梁基桩中的混凝土声学特性产生严重的影响;但是, 分散微裂区以及宏观裂缝其在承担负荷前后的弹性常数是不同的, 因此, 是影响混凝土声学特性的主要因素。
4.2 超声波波幅判别问题
相关人员在运用超声波层析成像技术对桥梁基桩工程进行检测的过程中, 需要依据超声波波幅的变化情况来对桥梁基桩中的混凝土损伤状况进行检测判断[3]。但是, 如果桥梁基桩工程中的混凝土出现空洞或者裂纹等现象时, 超声波会发生诸如透射、反射、绕射等现象。这一现象的发生容易导致超声波出现能量损失, 进而导致其出现波速下降, 波时延长, 波幅减弱等现象, 给相关人员的超声波波幅判别工作带来一系列的麻烦, 影响对桥梁基桩工程的检测。
4.3 超声波主频判别问题
相关调查研究显示, 不同质量的混凝土对于超声波中的高频分量吸收、衰减等均不相同。因此, 桥梁基桩建筑工程相关人员在运用超声波层析成像技术对其进行检测的过程中, 如果超声波通过不同质量的混凝土, 其接收波的频率分布幅度也不相同。通常情况下, 质量差的混凝土, 其接收波中的高频分量较少, 低频分量较多。反之, 则高频分量较多, 低频分量较少[4]。
4.4 超声波波形判别问题
通常情况下, 桥梁基桩相关人员在运用超声波层析成像技术对其进行检测的过程中, 会得到以下三种波形:
这三种波形在一定程度上反映了桥梁基桩的施工质量情况。图 (a) 是桥梁基桩工程质量较好时的超声波传播状况, 表明其桥梁基桩没有损伤或者损伤程度较轻;图 (b) 是桥梁基桩工程质量存在一定问题的超声波波形, 表明其桥梁基桩存在一定程度的损伤, 但其程度不大, 没有特别重要的影响。图 (c) 是桥梁基桩工程存在严重问题时的超声波波形。这种情况下的桥梁基桩存在着严重的损伤, 必须对其进行高度的重视。但是, 在实际操作过程中, 所检测到的超声波波形由于种种现实原因的影响, 会出现一定程度的偏差, 影响相关人员对其进行判别。
5 结束语
综上所述, 超声波层析成像技术由于其自身所存在的一系列优点, 受到了桥梁基桩相关人员的广泛关注与高度重视, 被广泛应用于桥梁基桩工程的检测过程中。通过对桥梁基桩超声波层析成像检测技术中的超声波透射检测技术以及成像结果数据处理进行分析, 发现目前我国桥梁基桩超声波层析成像检测中仍存在着诸如超声波波速判别、超声波波幅判别、超声波主频判别、超声波波形判别等问题, 对桥梁基桩检测造成了一系列的影响。
摘要：超声波由于其具有穿透能力强、方向性好等一系列优点, 受到了相关人员的关注与重视, 纷纷对其进行研究。在此背景下, 超声波层析成像技术逐渐发展, 并趋于成熟, 被广泛应用于各个行业之中, 桥梁基桩工程也不例外。通过对桥梁基桩中的超声波层析成像技术进行简单的描述, 了解其主要特点及其对于桥梁基桩工程的重要性。在此基础上, 对桥梁基桩超声波层析成像技术进行一系列的研究分析, 并针对其在桥梁基桩检测过程中存在的问题, 进行一系列的讨论。
关键词：桥梁基桩,检测
参考文献
扇形扫描三维超声成像系统体积测量 第9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 mm×20mm×10 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。
三维超声胎儿体表成像的效果分析 第10篇
1 资料与方法
1.1 一般资料
2008年4月-2011年10月对254例妊娠12~40周的胎儿进行体表结构、形态特征及畸形病变进行超声平面成像检查,三维超声组127例,年龄19~32岁,平均(26.4±2.1)岁,孕龄12~38周,平均(25.8±5.3)周,二维超声组127例,年龄18~31岁,平均(25.9±2.4)岁,孕龄13~40周,平均(25.6±5.1)周。
1.2 仪器与方法
使用GE公司生产Voluson 730三维超声诊断成像仪[3],配备频率2~7 MHz凸起容积探头。(1)二维超声组:检查顺应胎儿体位顺序,按照头部、脸部、脊椎、四肢、内脏、脐带及羊水胎盘超声成像,若图像模糊难以辨认,应重新进行扫面,获取满意图像后评价胎儿生长状况并统计有无缺陷畸形。(2)三维超声组:检查顺序同二维超声组,凸起探头装置至于感兴趣区,选择3D成像模式,调整取样角度、范围及大小,当屏幕出现3D动态立体图像,探头予以缓慢向下移动,连续扫射时间2~15 s,发现异常部位进行追踪多次扫描,已获得清晰准确、完整图像时保存硬盘备用[4]。对比分析两组超声检查成像结果及胎儿畸形诊断率。
1.3 统计学处理
采用SPSS 15.0软件对所得数据进行统计学处理,计数资料行字2检验,P<0.05为差异有统计学意义。
2 结果
2.1 两组胎儿体表成像成功率比较
将三维图像与二维图像的扫面显示结果予以分析,观察其形态差异性并对比。见表1。
三维超声组127例研究样本中,有119例成功呈现了胎儿体表不同形态图像,成像成功率达93.70%,其面部五官、肢体发育状态及脐带羊水形状均成像清晰,而二维图像组身体各部位成像较为模糊,成功率仅有67.72%。,两组对比差异有统计学意义(P<0.05)。
2.2 两组胎儿体表畸形符合率比较
254例孕妇进行跟踪随访调查其产后胎儿畸形状况,将两组超声各畸形部位检查结果进行比对,结果见表2。
例(%)
例
三维彩超组127例孕妇经跟踪随访调查产后胎儿畸形部共35处,其确定缺陷部位与实际畸形相符共有28处,符合率为80.00%,二维彩超组127例孕妇经跟踪随访调查产后胎儿畸形部共31处,其确定缺陷部位与实际畸形相符共有14处,符合率为45.16%,两组比较,差异有统计学意义(P<0.05)。
3 讨论
三维立体超声检查技术是在二维超声的基础上,以产科领域为主要的临床应用范围,利用凸起容积探头晶体扫描切片在探头内规则性前后摆动,按照上下顺序采集和后处理二维平面图像进行三维立体图像重建检测仪[5]。目前,国内外通过三维超声平面成像技术成功应用于胎儿体表形态检查及原发性畸形胎儿诊断,可作为产前快速、安全、有效的的常规胎儿检查手段之一[6]。通过三维超声图像可清晰显现胎儿生长发育情况及头、脑、面部、四肢、内脏以及脐带等各个部位畸变特征,胎儿颅面部畸形是体表畸形中较易发生缺陷部位,以唇裂和腭裂或二者合并出现极易常见。传统的二维超声检查无法清晰显现胎儿形态特征,对眼间距,耳鼻及嘴部间距测定无法顺利完成,三维超声的科学应用,能直观清楚显现出胎儿脸部脸部轮廓、畸形有无及病态部位。此外,对手足异常情况,三维超声可直观显示多指、趾关节畸形、踝关节等非正常发育形态。
本研究对三维超声与二维超声临床应用有效性进行对比,跟踪检测产后胎儿畸形部位共35处,孕期经三维超声组确定缺陷部位与实际畸形相符共有28处,确定漏诊病例7例,该漏诊情况为脊柱裂2例,手足内翻4例,多指畸形1例,均因三维成像不理想所致,脊柱裂外连子宫内壁为胎儿枕后部位,手部背后或脐带绕身,紧贴遮掩畸形部位,不易发觉导致疏忽错误诊断,因此三维超声并不是万能的检查方法,其具有一定的诊断局限性,受胎儿姿势及羊水多少的影响而未能准确检查。
总之,三维超声成像为产科胎儿体表诊断提供了一个立体可行性安全空间,可作为临床胎儿体表形态成像的技术手段。
摘要：目的:分析三维超声成像技术检测胎儿体表形态特征的临床应用价值。方法:对254例妊娠1240周的胎儿进行体表结构、形态特征及畸形病变进行超声平面成像检查,随机平均分成三维超声组127例及二维超声组127例,观察并对比两组的成像结果及畸形胎儿的诊断水平。结果:254例孕妇经扫面后记录结果显示,三维超声组成功确定胎儿体表形态图像,成功率达93.70%(119例),二维超声组顺利确定胎儿体表形态成像,成功率为67.72%(86例),三维彩超组经跟踪随访调查产后胎儿畸形部共35处,其确定缺陷部位与实际畸形相符共有28处,符合率为80.00%,二维彩超组127例孕妇经跟踪随访调查产后胎儿畸形部共31处,其确定缺陷部位与实际畸形相符共有16处,符合率为45.16%,两组差异均有统计学意义(P<0.05)。结论:三维超声相比二维超声技术,能更详细提供胎儿宫内生长状况及发育形态特征,是一种稳定良好、信息丰富、成像准确的产前诊断方式。
关键词：三维超声成像,二维超声,胎儿体表形态
参考文献
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[5]赖慧华,夏丽华,李玲,等.二维与三维超声联合应用对胎儿畸形的产期诊断价值[J].中国基层医药,2009,16(3):449-450.
超声波成像 第11篇
【关键词】超声；弹性成像；乳腺肿块；良恶性
【中途分类号】R445.1 【文献标识码】A 【文章编号】1004-7484（2012）10-0303-01
超声检查是乳腺肿块良恶性检查中的常用影像学检查方法，但是一般的二维超声成像技术及彩色多普勒超声成像技术在对肿块做出良恶性鉴定时仍然具有很大局限性[1]。近几年，由于超声弹性成像技术的迅速发展，可以做到依据乳腺肿块硬度实现对患者肿块的良恶性进行判断，因此在乳腺肿块良恶性的鉴别中应用越来越广泛。为探讨超声弹性成像技术在乳腺肿块良恶性鉴别诊断中的临床应用价值，本组研究对接受超声弹性诊断的420例因乳腺中有肿块出现的患者的临床资料并进行回顾性分析，现报告如下。
1 资料与方法
1.1 一般资料 2009年8月～2011年12月在我院接受治疗的存在乳房肿块的患者共410例，所有患者均接受常规超声检查及实时肿块组织弹性成像检查，并且所得结果均经病理诊断得到证实。经手术病理证实。患者年龄：恶性组21～73岁，平均48.8岁；良性组18～71岁，平均41.5岁。肿块最大直径：恶性，5.3～43.9mm，平均（24.8±11.9）mm，良性组，4.1～45.7mm，平均（21.4±10.2）mm。
1.2 诊断方法 对所有患者先进行二维超声检查和彩色多普勒超声检查，通过多方位地对患者乳腺肿块的数量、位置、大小、边界、形态、内部结构以及纵横比的回声特征、后方回声特征及彩色多普勒血流信号进行观察，记录图像并保存。后通过弹性成像模式显示肿块的最大切面，实时观察二维图及弹性图。待图像中病灶颜色稳定后冻结图像。采用5分法弹性成像技术对肿块性质进行评分，若评分超过4则为恶性、否则为良性。记录2种模式下的面积比并绘制ROC曲线，确定最佳面积比界值。
1.4 统计学方法 采用SPASS13.0对数据进行统计学处理，组间分析选用方差分析检验，P<0.05表示差异具有统计学意义。
2 结果
2.1 手术病理检查结果 经手术病理证实肿块为良性者298例，共有肿块359个。恶性者122例，共有肿块138个。
2.2 乳腺肿块的超声弹性评分 本组359个良性肿块中，超声弹性评分在3分以下者287块；4分以上者72个，占14.9%。恶性肿块共138个，其中3分以下者28个； 4分以上者110个，占79.7%。
由上述数据可知评分在4分以上者所占的比例在良恶性肿块之间存在的差异显著（P<0.05），经χ2检验具有统计学意义。弹性评分在为3分或不足3分者认为是良性肿块，4分或4分以上者分为是恶性肿块。诊断恶性肿块的灵敏度为77.5%，特异度为91.1%，准确率为86.9%。
2.3 两种模式下面积比界值 绘图后分析发现，面积比为1.8时诊断恶性肿块的灵敏性和特异性最好。因此将诊断肿块良恶性的最佳界值定为1.8。
2.4 乳腺良恶性肿块在两种成像模式下面积比值 本组良性肿块的面积比值的均值为（1.52±0.51），恶性肿块的面积比值均值为（1.96±0.54）。两组的面积差异比经χ2检验（P<0.05）有统计学意义。
3 讨论
弹性成像的概念是由Ophir等在1991年提出的[2]，其成像基础是人体组织之间自然存在的弹性系数差异，组织弹性系数越高，表明该组织的硬度也越大，而将不同组织二维声像与存在弹性系数差异的编码相互叠加，所得图像即可相对客观的显示肿块的硬度。一般恶性病变硬度较大[3]。这是由于恶性组织常有大量密集的弹性纤维组织增生，恶性组织细胞在大量纤维间质内呈浸润状态生长，硬度一般较大，良性病变中纤维组织分布较疏松，且以粘多糖为主[4]，硬度相对较小。其实，依据超声弹性成像基本原理, 即周围正常组织和病变组织弹性差别,临床医生可以应用这一技术对乳腺相关疾病进行诊断。乳腺组织在受压前后的回声信号的变化可转化成为实时性的彩色图像,而在这些图像中，那些受压后位移变化较大，弹性系数较小的组织则被显示成红色,对于受压之后位移发生的变化较小、弹性系数较大的乳腺组织则被显示成为蓝色,那些弹性系数中等的乳腺组织则被显示成为绿色,所以借助图像颜色可以直观地观察患者各组织的硬度状况。
乳腺肿瘤的良性和恶性在其质地上就存在着非常明显的差别,一般浸润性癌等常见恶性肿瘤以蓝色为主，而纤维腺瘤等常见良性肿瘤以绿色为主。此外，乳腺的良性肿瘤在大小和形状方面从弹性图像与灰阶声像图上表现地非常相近,而恶性肿瘤在这两种图像上差别较大，而且随着乳腺肿块的硬度增加,其癌肿边缘轮廓也显示的更清晰。对于一些乳腺中的微小病灶，一般在二维灰阶图像和彩色多普勒显像方面都比较容易疏漏,并且微小病灶的良恶性非常相近难以区分。而超声弹性成像技术可以较好地发现乳腺微小病灶,并可以对其良恶性进行准确的鉴别。原因就是，无论肿瘤病灶大小，其在硬度、组织弹性系数方面本身就存在根本的差别。并且恶性病变在其体积较小时，其病灶内部也不容易出现液化和坏死现象,而良性病变也不容易出现钙化等,所以利用该技术诊断出现的假阳性或假阴性概率较低。研究发现，患者的乳腺组织及其病变弹性系数之间均不同，按照弹性系数的大小可分为：非浸润性导管癌、浸润性导管癌、乳腺和脂肪组织、乳腺纤维化。通常情况下，恶性肿瘤是良性肿瘤硬度的2～3[5]倍。因此，超声弹性成像技术能以较简便的方式对乳腺中肿块的良恶性进行鉴定。
本组研究采用5分法对肿块硬度进行分组，研究表明乳腺癌等恶性病变的硬度评分大多分布在4分以上，而良性的纤维腺瘤硬度评分多分布在3分以下。弹性硬度半定量分析用于诊断恶性肿块的灵敏度、特异性及准确性均较高。因此，超声弹性成像技术的应用有利于肿块良恶性的鉴别。但是，尽管由于超声弹性成像技术应用方便而且其诊断的准确率也较高，但是，仍存在很多误诊漏诊现象，分析原因应与良性肿块中钙化灶的出现或部分良性肿瘤中纤维组织较丰富，导致弹性硬度相对增大有关。另外，恶性肿瘤内部可能出现坏死液化，使得肿块的总体密度减小有关。
参考文献：
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[3] 智慧,罗葆明,欧冰,等.对乳腺弹性成像5分评分法的进一步探讨[J],中国超声医学杂志,2007, 23(5):349-351.
[4] Itoh A, Ueno E, Tohno E, et a1.Breast Discase: Clinical Applicationof US Elastography for Diagnosis.Radiology,2006,239:341-350.
超声波成像 第12篇
关键词：成像,三维,超声检查,宫内避孕器
宫内节育器(intrauterine device,IUD)是我国孕龄妇女常用的避孕方法,超声是最常用的检查方法。近年将三维超声应用于IUD的检查弥补传统二维超声检查局限性。但是以往的研究大都应用三维表面成像进行诊断,本研究拟将三维表面及声影成像进行联合应用,探讨两者诊断IUD异常的价值。
1 资料与方法
1.1 研究对象:
2013年10月至2014年10月来我院进行妇科IUD超声检查并成功获得三维成像的的病例共820例,其中发现IUD异常的病例共118例,患者年龄28~53岁,平均(35±6)岁。
1.2 仪器与方法:
采用GE V730及GE E8等彩色多普勒超声诊断仪,均配有腔内三维超声探头,探头频率(5~9)MHz。首先对患者进行常规阴道二维超声检查,后对宫腔及IUD进行三维超声表面和三维声影成像:以子宫正中矢状面为初始切面,注意要将子宫体尽量放平将子宫及IUD均包括在取样框中进行三维成像扫描,获得容积后进行调节:将观察线放置在节育器强回声上或节育器后方的声影上分别获得三维表面成像和三维声影成像,并可以在三个轴线进一步调节直至获得最佳的图像。
2 结果
2013年10月至2014年10月来我院进行妇科IUD超声检查并成功获得三维成像的的病例共820例,其中联合应用表面成像和声影成像诊断IUD异常的病例共118例,包括单纯位置下移58例,位置下移并嵌顿子宫肌层的26例,位置下移合并妊娠的8例,型号明显不符的3例,位置移位于膀胱壁的2例,节育器发生旋转的15例,取环失败节育器残存的6例。其中97例追踪到结果与超声诊断结果一致。三维表面成像对于常见的简单金属质地、回声反射强烈的I-D成像效果好,并能清晰显示节育器与宫腔的关系;但是新型塑胶质地IUD如左炔诺孕酮宫内节育系统因其二维显示不清晰但是伴有强烈声影,三维声影成像效果佳。
图1三维表面成像显示IUD横臂嵌顿于子宫肌层
图2三维表面成像显示IUD旋转
图3三维表面成像显示IUD型号偏小
图4宫内残存的IUD三维成像
图5三维表面成像显示左炔诺孕酮宫内节育系统
图6三维声影成像显示左炔诺孕酮宫内节育系统
3 讨论
IUD异常包括下移、嵌顿、旋转以及型号不符等。三维超声成像因其能显示冠状面图像,能直观观察IUD形态及与宫腔的关系等从而更容易判断IUD的异常[1];目前临床上对I-UD的诊断主要依赖超声检查,尤其是三维超声在IUD的诊断上有很好的表现[2]。文献[3]报道二维超声诊断符合率为61.1%,结合二维超声,三维超声诊断符合率可提高至100%。本研究中追踪到的97例与超声诊断一致,符合率亦为100%。其中单纯位置下移58例,位置下移并嵌顿子宫肌层的26例,节育器发生旋转的15例,型号明显不符的3例。笔者体会所有IUD异常的判断三维超声均优于二维超声:I-D位置下移时三维成像能显示IUD在宫腔内的位置,而二维超声仅能测量其上缘距宫底的距离,这在某些情况下是不准确的,如子宫腺肌症宫底肌层增厚;IUD嵌顿时三维超声能显示其横臂、纵臂与子宫肌层的关系(图1);IUD旋转时因三维超声能显示IUD全貌以及其在宫腔内的位置形态,有助于判断旋转的角度等(图2);另外三维超声直观的显示IUD在宫腔内的放置情况以及与宫腔的匹配情况(图3),如放置型号小的IUD则容易脱落。当取环失败后残存的IUD形态的改变(图4)以及判断是否发生嵌顿是三维超声都能清晰直观的显示,更便于临床医生的理解。
三维声影成像实际上是三维表面成像的一种变形应用,能利用IUD后方产生的强声影形成的影像间接反映出IUD的形态。三维成像时可以将观察线放置在节育器强回声上或节育器后方的声影上分别获得三维表面成像和三维声影成像(图5,6)。甘晗靖等[4]报道三维声影成像尤其适用于左炔诺孕酮宫内节育系统等三维表面成像显示不清晰的IUD。新型IUD左炔诺孕酮宫内节育系统因环体外覆硅胶层而无法产生表面回波反射,因此三维表面成像显示困难,但该环后方声影明显,三维声影成像可清晰显示IUD后方的类“T”型声影(图6)。对于结构复杂的IUD如TCu220C等由于其铜套的强烈声影,三维声影成像可清晰显示铜套的个数。2种成像方法各具有优越性:目前对于IUD异常的诊断方法多是应用三维表面成像,因表面成像在显示IUD全貌的同时能同时显示宫腔从而判断两者的关系,在判断IUD有无嵌顿以及与宫腔的匹配情况等应该应用此模式。但是一些节育器如左炔诺孕酮宫内节育系统二维图像不清晰,三维成像同样困难[5],却伴有明显声影,所以对于此种情况可以应用三维声影成像作为重要补充显示IUD的形态以及内部细微结构,但是因声影成像不能同时显示宫腔,所以不利于判断IUD与宫腔的关系。
综上所述,三维超声成像是诊断IUD异常的重要工具,三维表面成像能清晰显示IUD的形态及与宫腔的关系,在判断IUD嵌顿、旋转以及型号不符等方面具有重要价值。而三维声影成像是三维表面成像的一个重要补充,尤其针对左炔诺孕酮宫内节育系统及其他三维表面成像显示不清晰的I-UD。两者的联合应用更能明显提高诊断符合率,为临床提供更详尽的信息。
参考文献
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