课题： 超声计算机断层扫描USCT
提出:
KIT 3D USCT系统—— 优化的 3D USCT，能实现3D系统的全部优点
解决的问题：
当前USCT实验系统仍然聚焦于高维，造成了较大的厚层、有限的景深、平面反射损失，并且在获取系列图像时有大量的运动步骤。
简要介绍： 在三维空间中，点扩展函数几乎是各向同性的，具有非常低的空间变异性，与预测值吻合。尽管采用稀疏孔径成像，但成像的对比度非常令人满意。反射率重建的分辨率和图像细节可与ST的 MRI 图像体素相比，此外，同时获得的透射层析成像结果对获得分辨率也很重要。
效果如何： 该设备在10个病人上进行首次测试，预期目标是测试设备、数据获取协议、图像重建方法及图像融合技术在临床环境下的应用。
数据获取可以达到平均6分钟一个乳房，图像重建效果也不错，体素叠加后定性和定量信息一目了然。
USCT研究背景及发展史
相关研究现状
研究方法： 球面波阵面成像
一个3D系统需要大量的传感器。比二维系统大两个数量级来满足采样定理。为了近似球形波阵面，换能器的单个区域必须很小，这将导致较低的声压和较低的信噪比。对于活体成像，数据采集时间必须很短，以防止由于患者的移动而导致图像退化。此外，使用后波束形成的图像重建是非常耗时的。
研究内容
为提供KIT 3D USCT II的总结，这是第一个用于体内成像的全3D系统
证明，通过稀疏传感器的设置，有可能获得一个良好的诊断分辨率
证明，Greenleaf[9]所提议的，声速和衰减图像的三维获取和重建可以直接获取组织类型和癌症检测
找出我们设计中目前的限制，从而产生一个改进版本，目前正在建设中用于临床应用。
本文内容：
介绍了样机、硬件装置、图像重建方法以及实验和临床结果。
KIT 3D USCT是世界上第一个全3D系统，旨在体内成像。因此，必须开发或调整许多方法来建造这样一种电子和机械的复杂硬件，并开发读出和重建所需的软件。
病人以俯卧姿躺在病人床上。乳房在水浴的固定装置中成像。带有2041个传感器的光圈环绕在乳房周围。由于没有乳房变形和确定的病人位置，女性乳房的体积图像是可复制的。该装置具有具有628个发射端换能器和1413个接收端换能器的半椭球形孔洞。球面波阵面由每个发射端换能器在2.5 MHz(约为2.5 MHz)产生。50%的带宽)。旋转和平移运动即所谓的孔径位置，完整的传感器系统，创造进一步的虚拟位置的超声传感器。针对三维点扩展函数(PSF)的各向同性、图像对比度和照度，优化了半椭球形孔径。
传感器阵列系统（TAS）
声压是采用锆钛酸铅（PZT）复合材料产生和接收的，每一个二次型的PZT复合材料包含4个发射端换能器和9个接收端换能器，每一个传感器都包含其前置放大器和TAS外壳上的控制电子元件，每个TAS包含一个温度传感器，用于在测量期间跟踪157个位置的温度分布和位移，此外两个校准过的PT100温度传感器嵌入在TAS固定器以提高准确度。
测量的温度分布可以应用于图像重建，以估计声速在接触介质水中的分布
数据采集设备
数据采集采用基于FPGA的系统进行，该系统可以存储高达80 GByte的A-扫描，其被放置在一个纸板箱内。
板条箱旁边有一个中央处理板，充当总线主板(SLT)， 20个数据采集板(FLT)执行模拟滤波和数据采集。FLT的模拟部分包括一个差动接收机，可编程放大器(可变超过20分贝)，带通滤波器(0.5到)4.6 MHz)，驱动为ADC。
数字化后，并行数据流由fpga处理。数据流经过带通滤波(1.67到3.33 MHz @−60 dB)，数据速率降低了6倍，执行带通欠采样。通过这种下采样和4倍多次采样，可以将动态范围扩大到16位。压缩后的数据然后存储在内部内存缓冲区中。使用这种方法，可以在一次数据采集过程中在不同孔径位置存储多达47个数据集。每个FLT提供4个Altera气旋II EP2C35 FPGAs。其中的一个fpga用作控制器(cntr - fpga)。它管理通信和数据传输到船上的其他fpga和中央控制板。剩下的三个fpga (compo - fpga)专用于信号采集和数据预处理。
整个编程层是基于MATLAB包含的图形用户界面，硬件参数化，系统控制和测量监控。
孔径和检查床
该孔径是由半椭圆形TAS支架中的传感器形成的。TAS容器也作为接触介质水的容器，有几个供排水的开口。为了达到所要求的精度，TAS夹具由CNC车床从固体聚氧亚甲基(POM)块制造。半椭圆孔径的直径为26厘米，高度为18厘米。整个装置嵌入如图1所示的病人床，长2米，宽70厘米，高90厘米。它拥有连接数据采集硬件、平移旋转机械和电机、电源、蓄水池和加热、消毒系统的孔。它被一个床垫覆盖，用作检查沙发。
稀疏孔径方法
一个三维系统需要大约比二维系统多两个数量级的大量传感器来满足采样定理，技术上的可行性限制了换能器位置数量，造成稀疏孔径，并由于光栅波瓣而造成结果图像失真。
对于成像目标位于已定义的感兴趣区域的系统，传感器数量可以减少到保证ROI内非稀疏采样即可。对于线性数组，则距离小于0.5𝜆𝑅∕𝑟,𝑅环的半径和𝑟ROI的半径。半球面孔径导致的上限(2𝜋𝑟∕𝜆)2传感器，如果一维均匀采样用于方位角和仰角。这就导致了非均匀的二维孔径采样，作为传感器密度球体的两极非常高。对于等角分布我们可以减少20%的换能器数量。
光栅波瓣伪影将只出现在模拟的小体积之外。对于这种大小的完全采样半球体，传感器的数量和要处理的数据量不再可行。因此，必须在传感器的数量和图像质量之间做出妥协，即在图像内容和光栅瓣伪影之间进行抉择。
KIT 3D USCT的信号-人工比例的量化
反射率重建
反射率图像的重建算法是三维合成孔径聚焦技术(3D synthetic aperture focus technique, SAFT)
该方程适用于小衰减、弱点散射体和球面发射度。
SAFT计算在每一个图像点的所有可能源自这个位置的反射的平均值。
Norton和Linzer[1表明，在理想条件下，即连续孔径、各向同性点散射体和无衰减，SAFT解决了计算局部阻抗差异的逆问题。
为了进行最简单的重构，可以假定声速的谐和平均值是恒定的 ，在图像采集过程中测量的水温下的声速。
或者，可以采用对声速分布的更准确估计（复杂的重构），例如从记录传输计算出的声速图。
下述公式可用于修正从胸部的衰减图估计的路径上的衰减
获取无聚焦超声为信号预处理提供了新的可能性，因为可以在发射聚焦生成之前获取数据。
这里a扫描的预处理包括三个步骤:首先，通过将信号与已知的脉冲形状相关联并进行脉冲压缩，使用匹配滤波器来增加信噪比，接下来是包络转换和检测本地最大值，为了处理相位像差，产生的信号被一个适应较低带宽的脉冲卷积，预处理公式如下：
其中，H 是希尔伯特（Hilbert）变换, * 为互相关运算符 p(t)是已知的脉冲形式 卷积运算符
最优脉冲：
将最优脉冲的周期设为2微米，对应于点扩展函数的<u>FWHM（脉冲半高宽度</u>）为1.5毫米，可与MRI相媲美。透射重建
声速和衰减图像用一种基于射线的方法重建。通过对传输信号的检测，利用时间光和相对信号能量的代数重建技术(ART)计算得到的图像，采用压缩感知算法，即总变差最小的三维自适应(TVAL3)进行优化。
加速
重建计算系统由PC (4 * AMD Opteron Octacore, 2.3 GHz, 256gb RAM)和一个外部板条箱组成。
One Stop Systems 的图形处理器单元(GPU)是通过第二代PCI-Express总线连接。外部GPU板条箱配备了四张Nvidia Geforce GTX 590卡，每张卡有两张GF100 GPUs，所以总共有8个单独的gpu用于图像重建。
图像融合
所得到的反射率、声速和衰减图像可以单独观看，可以直接叠加，也可以通过阈值叠加。
直接叠加编码声速或衰减在彩色地图和反射率作为灰色值。叠加是通过添加颜色编码的图像到灰色图像的透明度可调程度。
阈值融合图像中，彩色图像只标记声速衰减超过给定阈值的图像区域，然后叠加到反射率图像上。
基于 焊接线 的 3D 点扩散函数PSF 的估计
系统的预测性能，即三维PSF的低空间方差和各向同性，用FWHM来评价，FWHM可从多个方向测量。
在40个空间分布的评价点上测量了二维FWHM剖面。
首先，测量40个评价点的平均半宽值(FWHM)的标准差为36 (predicted: 35)其次，为了评估系统的点扩展函数在三维中的各向同性，通过将椭球拟合到以零为中心的二维半宽剖面来估计全局三维点扩展函数。第三，测量FWHMs的总平均值被计算为0.24 mm±0.05 mm，作为系统分辨率的测量值(预测:0.22毫米)投射层析成像的临床意义
声速和衰减是区分不同组织类型的新模式。
为了估计声速和衰减的临床价值，使用了Karmanos组 USCT系统二维数据。使用了同一患者的x线乳房x线照片作为可见组织类型的ground-truth,它们被分成三个组织类别:脂肪组织、纤维腺组织和肿瘤组织。应用图像配准将x射线乳房x光片的每个像素与USCT声速和衰减体积的最大强度投影像素进行对齐。对于x射线乳房x线照片中的每个组织类别，通过对声速衰减图中对应像素区域的像素进行平均，提取相应的平均声速和衰减值。
对9例患者的评估结果:通过声速和衰减，我们能够很好地分离脂肪、纤维腺和肿瘤组织。
为了计算组织类的阈值，我们使用了一个线性支持向量机分类器，所有9名患者的肿瘤都能很好地与健康组织分离，分离线的倾斜度可以作为嵌体结缔组织对声速和衰减的影响的指标，但这还需要进一步研究。
左：用于PSF评估的焊线 右:评估点的二维轮廓及其在空间中的方向和位置,放大到3倍以获得更好的可视性
临床研究的主要目的是在10例患者身上测试USCT装置
(1)数据采集和图像重建协议。
(2)融合显示多模态USCT图像。
(3)数据采集流程及其优化。
病人的成像序列——数据集
经过病人同意，USCT图像采集后直接进行MRI，使MRI图像可以作为与USCT成像的ground truth。
流程：
病人乳房消毒后趴在检查床上，将第一个乳房放入USCT设备，采用B型扫描监测和纠正乳房的中心位置；然后开始此乳房的数据采集。同样的过程，如果适用的话，也应用于第二个乳房；最后，患者被要求填写一份调查问卷来评估成像过程，在下一个病人接受检查之前，数据被读取到硬盘上，换水并对设备进行消毒。成像参数
发射时采用中心频率2.5 MHz、带宽1 MHz、持续时间12.8兆赫的线性频率编码。
对有病变的乳房采用行10个孔径的成像，两名被诊断为大肿块的患者，采用了13个光圈位置的成像。
MRI作为ground-truth
在所有的MRI检查中，都使用了根据国际准则制定的标准方案，外加磁场强度为1.5 T (Magnetom Avanto;西门子医疗公司，德国埃兰根)。
首先，在静脉注射造影剂Gd-DTPA前后扫描二维动态T1w破坏梯度回声协议，标准化注射使用了(Medrad, Spectris, Medrad, Pittsburgh, USA)的设备。
此外，在相同的切片位置获得了使用二维动态协议的T2w TSE扫描。mri横向切片，面内分辨率为0.9 mm，层厚为3 mm，无间隙。
病人数据统计及乳房大小
年龄
10例患者平均年龄55.6岁(±13.5岁)，最小的病人37岁，最大的78岁。
乳房尺寸
尽管患者俯卧位相似，但MRI和USCT的乳房形状预计会有所不同，因为USCT中的水浴会使乳房浮力增强
人工测量，任何旋转或变形都被忽略，从中可以看出，由于浮力的作用，与MRI相比USCT的乳房平均宽，但z方向缩短。
问题：患者体位及乳房变形
体位 有些病人没有将乳房完全浸泡在水浴中——改进病床构造由于患者的体位不同，MRI和USCT成像之间的直接体素与体素比较是不可能的 变形 在MRI上，较大的乳房因乳房线圈变形导致乳头非中心位置的非线性变形，如横向MRI切片时间线
在试点研究中，我们每小时大概能成像一个病人，这非常符合临床过程。
为了准备设备和患者信息，我们需要15到30分钟。每个乳房2 ~ 5分钟，图像采集总计11分钟，同时，数据读取(14分钟)设备消毒，水交换，消毒和加热(约15分钟)
数据采集时间主要由孔径在不同孔径位置之间移动的时间所支配，该时间取决于要走的路线。在初步研究中，单次运动的DAQ平均时间为50秒。同时，病人的定位和孔的移动可通过a乘以2来加速。由于采用了多次取样，可以纠正患者的移动(< 1mm)
SAFT重建
花费了大约每个乳房6.2 h，包括声速和在十个孔径位置采集的数据的衰减校正
现在使用GPU实现，这个时间减少到20分钟
透射重建：
在没有使用gpu的情况下，每组乳房的透射重建大约需要15分钟
临床结果
64岁，左乳房有大的乳腺癌。上：横向MRI减法切片 下: 声速覆盖在反射率切片上，大约为相同的位置。
MRI切片和USCT切片显示的乳房直径为13厘米、18厘米。
58岁，右乳植入患者。左: 正面MRI T1切片 右: USCT切片 在大约相同的位置。
乳房直径在两幅图像均约为8.7 cm。
74岁大乳腺癌(左乳)患者。左: 正面MRI减法切片。右: USCT切片 在大约相同的位置
在左侧图像中显示了一个正面MRI减法切片，它被插值以适应平面内分辨率，Gd造影剂突出显示大的癌症，右图是阈值融合的USCT切片。
介绍
我们开发了一个优化的，无聚焦的三维USCT与近似各向同性的三维PSF，并提出了第一批图像，证明了该系统的性能。我们实现了一个稀疏的三维USCT设置，导致均匀照明，和近各向同性三维PSF。研究总结
用金属丝和临床幻像重建的图像证实了:目前，三维平均FWHM为0.24 mm，低维度且空间偏差小，尽管采用稀疏孔径，乳房3D成像的重建对比度非常令人满意，分辨率亦可与高质量的MRI成像相媲美。
目前来看，声速是最能说明癌症的方式。声速和衰减的空间分辨率目前被基于射线的重建算法限制在5至12毫米的范围内。然而，这需要进一步评，更复杂的透射层析成像重建方法可以获得更高的分辨率，目前正在测试中。
病人的体位对我们的系统成像至关重要。(横向)x-y平面位移引起的照明乳房变化强烈, z(前后的)方向位移导致乳房覆盖不理想，再者不能对乳房的近端部位成像。
病人的运动似乎是个小问题;没有明确的运动之间的重建单一孔的位置可以检测。
患者的呼吸运动似乎对乳房的图像没有影响。现在改进的数据采集持续时间为每乳房6分钟，对患者来说似乎是可以接受的，使用USCT进行乳房检查，患者感觉比较舒适。
下一步计划
这项工作的下一步是开展一项大型临床研究，并建立一个新的3D USCT系统。该系统具有更高的反射对比度和更高的透射体层摄影位置分辨率，更短的数据采集时间，更好的进入胸部，摩尔定律还将提供更快的重建时间。