基于二维阵列换能器的实时三维超声成像技术综述

白培瑞 白 净（山东科技大学信息与电气工程学院，青岛 6650）

2（清华大学医学院，北京 100084）

引言

三维超声成像技术显示直观，便于准确检测病变部位，可精确测量器官大小，从上世纪70年代早期开始，就吸引了众多学者的广泛关注［1-3］。但是，三维数据获取、处理、重建与可视化的计算量较大，限制了三维超声成像技术在低成本系统上的实现。近几年，由于计算机和可视化技术的发展，大大加快了三维超声成像技术的研发。根据三维超声成像技术数据采集方式的不同，可以分为三代［4］。第一代技术指配备定位传感器的自由臂扫描成像方式，即在换能器上固定一个能够测量换能器位置和角度的传感器，移动换能器扫描时，将获取的二维图像及对应的位置和方向信息存储于计算机中进行三维重建［5-6］。这种技术原理简单，易于实现，需要声束校准以消除换能器运动对定位精度的影响［7］。第二代技术指采用机械扫描装置的三维成像方式，即在换能器内部或外部安装微型马达，使换能器产生平移，倾斜和旋转运动实现多截面扫描，然后根据每幅图像的相对位置和角度重建出三维图像。这种技术定位准确，重建速度快，可以观察运动器官的变化；但是图像采集和处理耗时，空间分辨率较差，改装换能器比常规换能器大而重［8］。第三代技术指基于二维阵列换能器的实时三维超声成像技术［9-10］，它可以产生对称聚焦的超声束，实时获取和显示三维数据，实现灵活的多平面成像，便于动态观察3个正交方向上任一切面的心脏结构。这种技术尽管硬件系统成本高，电路设计复杂，但仍然成为最具发展前景的三维超声成像技术。

下面系统介绍基于二维阵列换能器的实时三维超声成像技术的工作原理和关键问题，并就其临床应用中的问题和改进方法进行讨论。

1 二维阵列换能器的工作原理

图1 二维矩形阵列换能器的扫描声束和声束激励坐标系。（a）金字塔型声束；（b）右手笛卡尔坐标系Fig.1 Scan volume and excited beam coordinates of two-dimensional rectangular array transducer.（a）Pyramid beam；（b）right hand Cartesian coordinates system

与一维线性阵列换能器类似，二维阵列换能器同样采用脉冲回声相控阵电子扫描完成声束的发射和接收，不同的是二维阵列换能器可以在两个方向进行相控电子扫描。如图1（a）所示［11］，在水平和垂直方向的一定激励角度范围内，均匀分布相当数量的声线，形成一个类似于平头金字塔的扫描区域。多个阵元发射的超声波传播服从惠更斯原理，如果同时激发所有阵元，波前垂直于换能器表面。如果施加一定的延时，则可以控制超声波束来扫描感兴趣区域。二维阵列换能器两个方向的声束发射和接收都可以采用相控时延方式激励和聚焦。如图1（b）所示［12］，在右手笛卡尔坐标系中，任意阵元i位于（xi，yi，0）处，焦点F位于（xj，yj，zj）处，则声波从阵元i到焦点F的传播时间为

式中，c表示声速。

为使每个阵元发射的声波同时到达焦点F，相应的时间延迟为

式中，tOj是一个常数（tOj＞tij）。

为了提高三维数据的采集速度，声束接收通道可以采用并行接收方式［12］。Explososcan技术就是在一定角度间隔的发射声束两侧设计多条角度间隔较小的接收声束，从而实现一次脉冲发射产生多条接收声线［13］。将每个波束中的背向散射回声投影到共同的投影平面上，即可进行C型、B型或体成像显示。

2 二维阵列换能器的设计与制作

2.1 二维阵列换能器的设计

设计二维阵列换能器是一项非常复杂的工作，涉及的因素很多，比如阵列与阵元的几何形状和尺寸，以及工作频率与检测深度、回声信噪比等。归纳而言，主要考虑以下几个方面［14］。

2.1.1 阵列与阵元的几何尺寸

二维阵列和阵元的几何尺寸主要根据对阵元振动模式的要求来选择。对于二维阵列换能器，各阵元应采用棒的振动模式，棒在两个方向的边界条件是自由振动。为了减小阵元之间的交叉干扰，阵元的长宽要小于厚度，厚度应小于最大半波长［15］。阵元尺寸的减小会使回声信噪比降低，换能器灵敏度变差。如果阵列的几何结构不能改变，可以考虑采用声束控制技术提高换能器灵敏度，比如发射声束与接收声束的焦区分开、接收采用动态聚焦等。此外，阵列孔径尺寸还受检测部位的“声窗”限制。

2.1.2 超声波束特征

从成像质量角度看，超声波束的主瓣越窄，旁瓣幅度越小，图像的空间分辨率和对比度就越好。但是，主瓣宽度和旁瓣幅度的指标是互相制约的。为了减小主瓣宽度，阵列孔径尺寸应该大些。为了保证低旁瓣，又要求阵元间距小于半波长，这样孔径增大就意味着阵元数量和连接通道增多，给阵列制作带来问题。所以，主瓣宽度和旁瓣幅度指标如何折衷，是二维阵列设计考虑的关键问题。由于制作成本高、成品率低，需要利用声场计算和仿真工具进行二维阵列波束的优化设计，所以二维阵列换能器的声场计算与仿真是近年来的研究热点［16-19］。2.1.3 发射和接收阵元通道数

从原理上讲，二维阵列换能器要想达到与一维线阵换能器接近的空间分辨率，阵元数量应是线阵阵元数量的平方。以128阵元的线阵为例，二维阵列换能器应有16 384个阵元。但是，目前的阵列制作水平和电路连接工艺，无法完成如此众多阵元的阵列制作，这也是多年来限制二维阵列换能器发展的主要因素。所以，实际制作二维阵列换能器时，要么直接减小阵列孔径和阵元数量，要么设计稀疏阵列。现在许多实验室和企业都选择稀疏阵列方案［20-22］，但是稀疏阵列会展宽声束的主瓣，难以保证轴外声束垂直于换能器表面，因此需要设法消除其负面效应。

2.1.4 工作频率

超声换能器的工作频率一般随检测部位不同而变化。提高工作频率有利于改善声束的轴向分辨率，但是检测深度会因衰减影响而减小。对于二维阵列换能器，由于阵元尺寸小、数量多，增加工作频率会加大阵元之间的电耦合干扰，对背衬材料的厚度和焊接工艺要求也会提高。目前，常选的工作频率在2～4MHz之间。

2.2 二维阵列换能器的制作

图2 换能器种类。（a）矩形阵列换能器；（b）圆环阵列换能器Fig.2 Types of the transducers.（a）two dimensional rectangular array transducer；（b）two dimensional annular array transducer

二维阵列换能器根据阵元的排列方式可以分为矩形阵列和圆环阵列（如图2所示），临床上常用二维方形阵列。制作二维阵列换能器面临诸多困难，特别是对阵元切割技术和阵元之间的电子连接技术要求非常高。近年来，随着阵元切割技术从机械切割、激光切割过渡到微型制模阶段，电子连接技术从手工焊接、弯曲多层电路到超大规模专用集成电路与激光打孔结合，已经能够方便地制作包含几千个阵元的二维阵列，但是距离上万阵元的阵列制作仍有较大距离。

美国杜克大学von Ramm教授领导的研究小组最早开展了二维超声阵列换能器的研究与制作，并于1990年率先研制成功了42×42阵元的容积换能器［9-11，13］。他们采用周期或随机稀疏阵列方案来减少活动阵元数，采用多层陶瓷连接（MLC）技术或多层聚酰亚胺连接（MLF）技术来连接阵元，使换能器尺寸减小，制作时间也大大缩减。同时，采用多层PZT与MLF连接技术相结合的办法，以解决阵元信噪比的问题。同样，日本东芝公司也采用随机稀疏阵列方案。基于电子技术优势，东芝公司将二维阵列换能器的结构分成3个子单元：换能器阵元、内部电路模板和集成电缆。目前，已经制作了64×64的二维矩形阵列，其中发射阵元1 024个，接收阵元1 024个，其余阵元不工作。图3是东芝公司研制的二维阵列换能器的内部结构［23］。

图3 东芝公司二维矩形阵列换能器的内部结构［23］。（a）上视图；（b）剖面图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

美国弗吉尼亚大学Hossack教授的研究小组一直致力于开发低成本便携式三维超声成像系统。他们采用全采样方案（full-sampled，即所有阵元都参加发射和接收），制作了包含3 600个阵元的二维矩形阵列换能器，可以获得实时C型近场扫描图像［24-26］。荷兰飞利浦医疗器械公司采用全采样方案，将二维阵列换能器的大量通道与传统128通道的标准超声系统匹配，技术升级更加方便。2002年11月，飞利浦推出了实时三维商用机Sonos7500，配备的X4 x-Matrix面阵换能器可以获得每秒20帧的高质量三维图像［27］。飞利浦自制的专用集成电路（ASICs）改进了传统阵列阵元的上下引线结构，将阵元的连接线从侧面引出，不仅可以保证3 000多个阵元的可靠连接，而且还为其他电路的布置留出更大空间。2004年，飞利浦又成功将Purewave晶体技术与xSTREAM结构设计融合，制作了X7-2 x-MATRIX面阵换能器，使二维阵列换能器在小型化、检测灵敏度、检测范围等方面取得了重要突破，推动Live 3D超声成像模式进入临床实用阶段［28］。图4为X7-2 x-Matrix 面阵换能器的结构与外观［29］。此外，Shung KK小组多年致力于开发二维高频圆环阵列换能器用于皮肤和眼科的检查，目前已有产品问世［30］。国内关于制作二维阵列换能器的报道较少，清华大学施克仁教授曾经制作用于工业检测的二维8×8矩形阵列换能器，但是未形成产品［31］。

图4 X7-2 x-MATRIX面阵换能器［29］。（a）结构；（b）外观Fig.4 X7-2 x-MATRIX rectangular array transducer［29］.（a）schematic drawing of structure；（b）fully fabricated view

表1列出了部分典型二维矩形阵列换能器的相关参数。

表1 典型二维阵列换能器的制作参数Tab.1 Fabrication parameters of several typical two-dimensional array transducers

3 三维重建与显示

3.1 三维重建方法

与其他医学成像模式的三维重建不同，三维超声重建需要结合数据采集方式，选择合适的重建方法［32］。在自由臂三维超声成像技术中，由于采集平面的不规则分布和定位数据的采样限制，三维数据的组织需要进行多层坐标变换和校准，算法比较复杂［6，33-35］。对于基于二维阵列换能器的三维超声成像技术，换能器位置可以固定不动，由电子相控阵扫描系统以一定的规律控制扫描声线采集数据。如图5所示，二维面阵换能器首先沿水平方向扫描，形成一帧图像，然后沿垂直方向扫描其他帧，这种三维数据采集方式无需定位校准和多层坐标变换［36］。

目前，临床上主要采用基于特征或基于体素的重建方法。基于特征的重建需要首先确定剖面结构的特征值和表面值，然后进行三维图像重建。不同结构的表面可以设计成不同颜色和阴影，也可以消除一些结构来突出显示其余部分。这种方法可以优化结构的对比度，但会丢失一些重要的精细结构和组织纹理。基于体素的重建，首先把获得的多幅平面图像嵌入到体元图像中，三维图像每一点的体素值由二维图像的像素值根据最近邻加权平均计算插值得到。这种方法不仅可以恢复原有的二维图像，还可以产生原来图像序列中没有的新视图。根据前述阵列换能器的扫描规律，基于二维阵列换能器的三维超声成像技术比较适合于采用基于体素的三维重建方法，只是在具体应用时要提供足够的空间采样率。

3.2 三维显示技术

早期基于二维阵列换能器的三维超声成像技术沿用传统的CRT显示器，由专用接口的软件实时控制水平和垂直方向的偏转电场［12］。随着超声系统的全数字化和数字化显示技术的进步，不仅可以在超声系统配套的液晶显示器上显示，也可以同步传输到图形工作站显示。基于体素重建组织好的三维数据集，可以显示为互相正交的B型图像或C型扫描图像，也可以采用光线投射法进行体绘制显示，或者先进行体素分类或分割，提取感兴趣目标后再用面绘制技术显示。不同的显示方案如图6所示［37］。

图5 二维阵列换能器的三维声束扫描［36］Fig.5 Schematic diagram of three-dimensional scan procedure of two-dimensional array transducer［36］

图6 基于二维矩形阵列换能器采集的三维数据的不同显示方式Fig.6 Different displays of three-dimensional data acquired by two-dimensional rectangular array transducer

基于二维阵列换能器的三维超声成像技术使用体绘制算法，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显示每条射线上密度最大的体素，简单省时，可以在低成本计算机上实时操作MIP图像。三维超声成像技术应用最广的体绘制方法是半透明渲染，其原理是根据三维数据中射线的路径以及每条路径各个体素的贡献，累加计算出累积亮度［3，32］。

4 临床应用问题及改进方法

目前，许多国外知名厂商的高端超声诊断设备（如飞利浦的IE-33）都配备了基于二维阵列换能器的三维成像功能，应用范围涉及心内科、妇科、产科、心血管和颈动脉血管、前列腺等［38-41］。国内对这种实时三维超声成像技术的应用基本与国际同步［42-46］，并先后报道了临床使用面阵换能器成像的性能对比和使用心得，同时也对该技术的局限和需要进一步改进的地方提出了见解。

4.1 图像质量问题

尽管目前面阵换能器已经可以产生比较清晰的三维视图，但是在观察一些复杂结构或小器官的细节时，观察角度的调整灵活性和视觉效果仍然不够理想。所以，除了提高换能器的中心工作频率之外，还需要采用声束控制技术，以提高图像质量。目前，已经提出多段发射和接收聚焦、可变孔径、并行接收、自适应扫描等方案，具体效果还有待于临床检验。

4.2 视野限制问题

临床超声扫描视野往往受检查部位的结构影响，如胸部肋骨和肺部吸声区对超声波传播的影响，形成心脏检查的“声窗”限制，而且心脏不停的跳动也会增加运动伪像。为此，飞利浦提出了心脏扫描的“窄角显示”模式和“宽角显示”模式［42，45］。如图7（a）所示，“窄角显示”模式的扫描视角为60°×30°，通过控制旋转球可以改变观察角度，便于比较完整地观察瓣膜和血管孔径处的形状、大小和运动。如图7（b）所示，“宽角显示”模式的扫描视角为60°×60°，数据采集需要跟踪7个心动周期，将1、3、5、7序号心动周期的数据与0°～15°、15°～30°、30°～45°、45°～60°的激励角度对应，合成60°×60°的扫描视野。这种显示方式可以观察心壁的解剖结构和运动情况，但是需要由心电图机触发，还要注意避免呼吸运动的影响。

图7 不同心脏扫描显示模式。（a）窄角显示；（b）宽角显示［45］Fig.7 Different cardiac scanning and display modes.（a）narrow-angled display；（b）wide-angled display［45］

4.3 宽带和变频换能器问题

增大换能器带宽可以提高图像质量，增加信息量，而变频可以适应不同的检测部位。在门诊量较大的医院，如果为了使用三维成像功能而频繁更换换能器会非常不方便，所以增加换能器带宽和自由切换中心工作频率，可以大大提高临床使用效率。

4.4 操作界面和测量功能问题

目前，国内外各大超声设备厂商的仪器都配套自己的图像处理软件和分析界面，这种情况带来的问题是操作界面简繁不一，不利于医师快速掌握和灵活选用。而且，图像处理功能和在体测量的精确性没有可比性，定量分析功能也不完善。所以，临床应用急需建立一个标准，指导三维可视化和实时三维数据存储，允许将先进的图像处理与分割、识别技术快速融入系统，这是关系到能否充分发挥三维超声成像技术优势的关键问题。

5 结论

基于二维阵列换能器的实时三维超声成像技术在保持面阵换能器不动的情况下，利用相控阵扫描技术，实现三维宽束扫查，可以应用于病灶定位、手术引导、疗效跟踪评价等方面，是最具发展前景的现代超声成像技术之一。目前的临床实践已经证明了该技术的应用价值，但是国内对该技术的掌握和开发尚不成熟。相信随着国民经济实力的不断增强和力量投入，国内科研机构和企业会开发出具有自主知识产权的相关产品。

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