超声对比增强成像

2021-03-04 11:08:20 浏览:887

定义

超声对比增强成像即超声造影成像,是利用静脉注射的超声造影剂,使后散射回声增强,明显提高超声诊断的分辨力、敏感性和特异性的技术。目前超声造影已能有效的增强心肌、肝、肾、脑等实质性器官的二维超声影像和血流多普勒信号,反映和观察正常组织和病变组织的血流灌注情况,已成为超声诊断的一个十分重要和很有前途的发展方向。

技术分类

基于聚焦波的单脉冲技术

常规的B模式和二次谐波成像[1](最早由Burns在1992年提出)使用单脉冲传输来构建所研究介质的图像。除了这些方法之外,为了提高组织对比度(CTR),2000年Forsberg等人通过接收回波频率一半的回波来提出次谐波成像[2]。为了相同的目的,2002年Nico de Jong等人提出了超谐波成像[3],其在低频(0.8MHz)下发射,并利用了高于三次谐波(第四,第五,...)的组合谐波,称为超谐波成像。然而,在常规的谐波成像中,总是遇到以下问题:如果发送短脉冲,即宽带脉冲,则在后向散射信号的基频和谐波频率之间不可避免地存在频谱重叠。为了增加系统在检测谐波回波中的灵敏度,必须传输多周期脉冲(即窄带脉冲),不幸的是,这会导致成像分辨率下降。

基于聚焦波的多脉冲技术

为了克服常规谐波成像中对比度可检测性与成像分辨率之间的折衷,并进一步探索微泡以及组织的超声特性,已经开发了许多多脉冲技术。它们中的大多数调制发射和接收频率,脉冲幅度,脉冲相位,脉冲持续时间,发射脉冲数和脉冲重复频率(PRF)。

脉冲反转(PI)[4]传输两个反转脉冲,是最经典的对比增强成像序列之一。对于线性系统,所述第二脉冲的响应与所述第一个脉冲的响应刚好相反,导致所述两个响应的总和为零。对于非线性系统,总和不为零。因此抑制了组织信号,强化了微泡产生的非线性信号。PI在接收到的回波的整个带宽上工作,以增强所研究介质的非线性信号并获得更好的图像分辨率。已知PI和单脉冲成像中的谐波成像,很容易想到将两者结合,Burns在1999年的美国专利中提出了基于PI的谐波成像技术[5]。此外,与PI的2个相反脉冲类似,2000年,Wilkening等人发射了3个或5个等相位差的脉冲,接收到的回声进行加权总和成像[14]。为了消除对比成像中的组织谐波,2008年Tanter等人使用时间反转与PI进行结合[6]将两个反向脉冲产生的两个反向散射回波,由于非线性传播而失真,经过时间反转,然后用作新的激发脉冲,从两个新的激励信号接收到的回波就是无谐波的反向回波。在求和之后,该技术减少了组织信号。2008年,万明习提出将小波检测技术与PI进行结合[17,18]

图 1 脉冲逆转多普勒成像

还有几种增加微气泡非线性响应的方法。1996年,Brock-Fisher等人使用幅度调制(AM)技术[9]消除了线性回波,但保留了奇数次非线性分量。在更广义的非线性检测过程中,相位和AM的组合是由Haider和Chiao在1999年首先提出的[10]。2004年,Burns提出将PI和AM组合在一起[11],其中第二个脉冲反转,其幅度是第一个脉冲的一半;在将第二个脉冲的响应与第一个脉冲的响应相加之前,将其乘以2,CTR提高了4±1 dB。

 图 2 PIAM技术

2011年de Jong等人提出了一种称为脉冲减法延时成像的方法[8],发射了三个脉冲;发出的第三个脉冲是前两个非重叠脉冲的总和,利用微泡时变而组织时不变的特点,从第三个脉冲的回声中减去前两个脉冲的回声,进行成像。2011年,Burns等人提出了一种方法叫做二次谐波反转(SHI)[7]。如在PI中一样,将发送两个脉冲序列,并对两个响应进行求和,但是两个发送脉冲之间的相移为90°。由于二次谐波分量与基本分量具有二次关系,因此两个二次谐波分量之间的相移为180°,因此成功消除了组织中的二次谐波。在造影剂区域,观察到二次谐波的良好保留(最大降低仅为0.3 dB);因此,有效提高了CTR。当Morgan观察到由两个反向的单周期脉冲激发的单个气泡反射的信号显示出频移,并且接收到的两个回波的极性没有明显变化时,可以解释二次谐波的保留。还存在使用不同线程的多脉冲技术,2001年,de Jong等人发射由爆破脉冲和成像脉冲组成的多脉冲序列[15],爆破脉冲这部分破坏了微泡,通过关联或减去空化游离气泡前后的成像脉冲响应来检测微泡的存在。

基于平面波的多脉冲技术

2012年,超声平面波技术的出现,为超声领域的蓬勃发展注入了一支的强心剂。同年,Tanter和Fink提出了基于平面波的PI、AM和CPS的造影成像技术[16],将平面波技术与经典的造影技术进行了很好的融合。

2014年,Burns提出了基于平面波脉冲逆转技术的多普勒成像[27]。2014年,万明习再次将小波技术用于平面波的脉冲逆转成像中[19,20]。2014年,Burns提出了基于平面波脉冲逆转技术的多普勒成像[27]。2016年,Burns再次提出了基于平面波幅度调制技术的多普勒成像[28]。2015年,Tanter等人再次提出多平面波技术[21],其方法与多角度平面波相干复和类似,但是不会因为多角度的多次发射而降低帧率。2018年,Shigao Chen借鉴了多平面波技术,并与幅度调制技术相结合,利用哈达玛矩阵,提出了基于幅度调制的多平面波造影成像MW-CEUS[22]。2018年,Mengxing Tang提出声学子孔径技术,利用多个小孔径之间做互相关的策略,提高造影成像的CTR[24]

 

图 3 多角度平面波技术

基于平面波的后处理技术

超声平面波成像的最大优势在于成像速度极快,最高可达20000帧每秒。由于血管中微泡的流动速度一般远高于组织运动;因此,在基于超快B模式的成像下,结合一些后处理技术,也可达到造影成像的目的。

2013年,Tanter等人提出利用超快B模式成像,逐帧差分的方式,实现造影成像[23]。2015年,Tanter提出使用奇异值分解(SVD)的策略,对超快B模式的视频进行处理,较大的特征值对应了几乎不变的(运动缓慢)组织信号;较低的特征值对应了快速运动的血流信号。因此,只保留较低的特征值便可实现多普勒成像[25]。2017年,Tanter等人依旧基于SVD的策略,相同的原理,用于检测微泡的运动,实现了基于SVD的平面波造影成像[26]

 

图 4 基于奇异值分解的造影成像

参考文献

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[28] Tremblay-Darveau, Charles , et al. "Visualizing the Tumor Microvasculature With a Nonlinear Plane-Wave Doppler Imaging Scheme Based on Amplitude Modulation." IEEE Transactions on Medical Imaging 35.2(2016):699-709.
[29] Stanziola, A. , et al. "Motion Artifacts and Correction in Multi-Pulse High Frame Rate Contrast Enhanced Ultrasound." IEEE Transactions on Ultrasonics Ferroelectrics and Frequency Control (2018):1-1.

参阅:超声造影剂、超声谐波成像、超声造影剂

超声成像

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