王韜， 王文賽， 宋學(xué)東， 高璇， 齊珊， 王延群， 楊軍△

(1.北京協(xié)和醫(yī)學(xué)院 中國醫(yī)學(xué)科學(xué)院 生物醫(yī)學(xué)工程研究所，天津300192；2.天津邁達(dá)醫(yī)學(xué)科技股份有限公司，天津300384)

1 引 言

傳統(tǒng)的二維超聲一次只能提供一幅或幾幅二維圖像，而人體臟器結(jié)構(gòu)是三維空間分布的，僅僅依靠二維圖像來理解三維結(jié)構(gòu)有一定的局限性。Howry于1956年首次提出了三維超聲成像[1]，經(jīng)過六十多年的發(fā)展，三維超聲成像已經(jīng)在臨床上得到了廣泛的應(yīng)用，而在皮膚科，國內(nèi)還沒有用于臨床的相關(guān)儀器，現(xiàn)有的三維成像儀器，如磁共振成像和計算機斷層掃描成像分辨率低，無法區(qū)分小于3 mm的組織結(jié)構(gòu)[2-3]。在二維成像中，對淺表組織進(jìn)行成像的激光共聚焦顯微鏡和光學(xué)相干斷層成像(optical coherence tomography, OCT)雖然具有較高的分辨率，但兩者的探測深度都較淺[4](激光共聚焦顯微鏡<0.5 mm，OCT<1.5 m)，因而也限制了其應(yīng)用。甚高頻超聲(頻率范圍為30～300 MHz)在分辨力和探測深度上有較好的折中，中心頻率為50 MHz時，軸向分辨力為40 um，探測深度能達(dá)到4 mm[5]，因而非常適合用來對皮膚進(jìn)行三維成像，除此之外甚高頻超聲也越來越多的被應(yīng)用于皮膚等淺表器官的疾病診斷中[6-7]，如皮膚炎癥的檢測[8]、皮膚腫瘤的診斷[9]等。

三維超聲成像分為三維數(shù)據(jù)采集、三維重建及三維圖像的顯示。三維探頭獲得的切片精度和體數(shù)據(jù)獲取速率直接影響三維成像的質(zhì)量和幀率，目前超聲三維數(shù)據(jù)的采集方式主要有機械定位式三維探頭掃查、二維面陣探頭和自由臂掃查。三維重建即將二維平面圖像數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成三維結(jié)構(gòu)數(shù)據(jù)，而三維圖像的顯示即將三維結(jié)構(gòu)數(shù)據(jù)逼真的顯示在二維平面上。目前常用的方法有表面繪制技術(shù)和體繪制技術(shù)，表面繪制通常通過一系列的多邊形來繪制表面以及顯示三維模型，最典型的算法為移動立方體(marching cube，MC)算法[10]，表面繪制算法適用于描述結(jié)構(gòu)輪廓，但無法顯示結(jié)構(gòu)內(nèi)部信息。體繪制技術(shù)根據(jù)三維數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)中的灰度值、灰度值梯度、空間坐標(biāo)等屬性來決定顯示的亮度值。光線投射法[11]是典型的體繪制算法之一，光線投射運算量大，但是能將所有的三維信息顯示在二維圖片上，渲染效果較好。為了減少運算量，Basso等提出了錯且變形算法[12]，但是該算法以犧牲圖像質(zhì)量為代價來加快體繪制速度，對于相對靜態(tài)的皮膚，重建的質(zhì)量要比重建速度更為重要。

本研究設(shè)計一套基于現(xiàn)場可編程門陣列(field programmable gate array，F(xiàn)PGA)的甚高頻超聲皮膚三維成像系統(tǒng)，該系統(tǒng)采用平行掃查的方式采集三維超聲數(shù)據(jù)，并利用開源的三維可視化工具包和光線投射法對正常人前臂上側(cè)皮膚進(jìn)行三維重建。

2 方法

2.1 系統(tǒng)總體設(shè)計

本研究設(shè)計的甚高頻超聲皮膚三維成像實驗裝置系統(tǒng)框架見圖1，主要由自制機械三維掃描探頭，下位機模塊和上位機組成。機械三維掃描探頭由兩個步進(jìn)電機以及50 MHz的單陣元圓形聚焦換能器組成，其中一個步進(jìn)電機的軸平行于z方向布置，該電機的電機軸為螺桿結(jié)構(gòu)，通過電機軸上的螺紋與一個帶有螺紋孔的連接板連接，給步進(jìn)電機施加脈沖則帶動連接板及連接板上的裝置沿著z方向運動，其運動的距離Iz見式(1)，其中n為所施加的脈沖個數(shù)，θs為步進(jìn)電機步距角，s為螺桿導(dǎo)程，另一個步進(jìn)電機則安裝在連接板上，其電機軸則平行于x方向布置，通過齒輪、齒條以及導(dǎo)軌滑塊等機構(gòu)帶動下方的換能器在x-y方向上掃描，從而獲得x-y方向切片數(shù)據(jù)。

圖1 三維成像系統(tǒng)框架Fig 1 Frame of the three-dimensional imaging system

(1)

下位機模塊包括FPGA主控模塊，探頭驅(qū)動電路以及存儲、通訊模塊，F(xiàn)PGA主控模塊通過外圍的探頭驅(qū)動電路控制機械三維掃描探頭內(nèi)的兩個步進(jìn)電機運動時序，從而采集體數(shù)據(jù)，采集體數(shù)據(jù)過程見圖2，每當(dāng)換能器獲得一張x-y平面上的二維超聲切片圖后，F(xiàn)PGA給步進(jìn)電機施加脈沖帶動換能器在z方向上移動，再繼續(xù)獲取下一張二維切片，最終實現(xiàn)平行掃查，在獲得二維切面序列即體數(shù)據(jù)的同時，F(xiàn)PGA將數(shù)據(jù)緩存到SRAM存儲器，再通過USB接口將體數(shù)據(jù)傳到上位機。

上位機為計算機以及控制程序，該控制程序主要分為兩個模塊，一個是和下位機通訊的模塊，該模塊主要功能是下達(dá)指令控制下位機以及接收下位機上傳的二維切片序列，并將二維切片序列保存成BMP格式圖片，另一個模塊為基于可視化工具包(visualization toolkit，VTK)的皮膚三維重建及顯示模塊，該模塊的主要功能是將保存的圖片進(jìn)行三維圖像的重建和三維圖像的顯示。實驗中三維重建使用的上位機配置如下：CPU型號為Intel Core I7-7700，顯卡型號為Nvidia GeForce GTX1080，內(nèi)存大小為16 G。

圖2平行掃查
Fig2Parallelscanning

2.2 三維可視化

三維重建及三維圖像的顯示即三維數(shù)據(jù)可視化，VTK是最具代表性的數(shù)據(jù)可視化編程工具包之一[13-15]。上位機在接收到二維圖像序列后即開始進(jìn)入VTK可視化渲染管線，整個管線設(shè)計見圖3，首先通過VTK讀取器來讀取二維圖像序列，其后根據(jù)掃描中二維圖像所在實際位置映射到三維體積晶格中。機械三維探頭在z方向上的分辨率低于二維圖像的分辨率，因此需要對數(shù)據(jù)進(jìn)行插值來獲得均勻的三維數(shù)據(jù)矩陣，同時為了降低二維切片噪聲對重建質(zhì)量的影響，還需要對體數(shù)據(jù)進(jìn)行二維或三維濾波處理，其后渲染管道分為兩部分，第一部分為基于GPU的光線投射法體繪制，在二維切片中，不同組織和結(jié)構(gòu)的灰度值不同，根據(jù)灰度值和灰度值梯度設(shè)置不透明度傳遞函數(shù)和顏色傳遞函數(shù)，VTK渲染器根據(jù)不透明度傳遞函數(shù)和顏色傳遞函數(shù)合成各體素的顏色和不透明度，最后利用光線吸收模型將顏色和不透明度進(jìn)行累加生成最終顯示的二維圖像。第二部分為平面交互與切片顯示，通過提供三維數(shù)據(jù)的二維切片可以幫助醫(yī)生更好的理解三維圖像。

3 實驗設(shè)計

使用本研究設(shè)計的甚高頻超聲三維成像系統(tǒng)對超聲體模以及志愿者前臂上側(cè)皮膚成像，采集100張大小為576×760像素的二維切片圖像，見圖4，切片灰度值范圍為0～255，實驗中使用的步進(jìn)電機步距角為1.8°，螺桿導(dǎo)程為0.6096 mm，步進(jìn)電機每走一步帶動換能器在z方向移動0.003048 mm，通過FPGA控制步進(jìn)電機采集完一張切片后走33步，從而切片間隔為100，切片插值倍數(shù)為5倍，插值方式為線性插值，實際成像范圍為11x14.5x10 mm。超聲體模由純水、瓊脂、氧化鋁粉末經(jīng)恒溫磁力攪拌器加熱、攪拌、凝固而成，瓊脂的質(zhì)量濃度為5%，氧化鋁粉末的質(zhì)量濃度為2%。超聲體模見圖5，呈圓柱形，直徑為6.51 mm。光線投射算法中不透明度傳遞函數(shù)設(shè)置見圖6，由于采集到的二維切片數(shù)據(jù)存在背景噪聲，將灰度值低于該閾值的體素不透明度設(shè)置為0，灰度值大于最大灰度值和閾值的差的體素不透明度設(shè)置為1，中間部分不透明度正比于灰度值，在二維切片中，灰度值越高代表該處組織的回聲越強，在三維圖中，用不透明度和亮度來代表組織的回聲特性，因而顏色傳遞函數(shù)中R、G、B三個顏色通道傳遞函數(shù)見圖7。

圖4前臂上側(cè)皮膚切片圖像
Fig4Sliceimagesoftheupperforearmskin

圖5超聲體模實物圖

Fig5Therealultrasonicphantomimages

4 結(jié)果

100張切片重建使用時間為1.1 s。超聲體模三維成像結(jié)果見圖8(a)，從圖中可以看到三維重建的圖像很好的保持了體模的圓柱形狀特征。圖8(b)為體模三維重建之后的y-z截面圖，測量切面中圓的直徑和實物圓直徑相比較，最大測量誤差為0.1 mm。

圖6 不透明度傳遞函數(shù)Fig 6 Opacity transfer function

圖7顏色傳遞函數(shù)

Fig7Colortransferfunction

(a)

(b)圖8 (a).超聲體模三維重建圖；(b).超聲體模y-z切面圖Fig 8 (a).The three-dimensional reconstruction of phantom;(b).The y-z section of phantom

志愿者前臂上側(cè)皮膚三維重建結(jié)果見圖9(a)，從圖中可以清晰的看到皮膚的三層結(jié)構(gòu)，最上面的表皮層亮度最高，因為表皮層中大量的角蛋白具有強回聲特性，三維重建的表皮不平整，這是因為機械探頭掃查時本身具有一定機械振動以及人體內(nèi)部組織或者自身的運動導(dǎo)致獲取的二維切片存在一定的錯位，圖9(b)為經(jīng)過3x3x3三維中值濾波后的重建圖，濾波之后重建的表面平滑了很多，噪聲產(chǎn)生的偽影也少了很多，但是由于三維數(shù)據(jù)十分龐大，中值濾波顯著增加了重建的運算量，中值濾波后重建所用時間為15.3 s。表皮下方的真皮層亮度稍暗，其回聲特性主要取決于真皮內(nèi)纖維，圖9(c)為圖9(a)中真皮層放大圖，圖中大量分布的片狀和短線狀結(jié)構(gòu)為真皮內(nèi)的纖維組織，在二維切片中無法看到真皮纖維的具體形態(tài)。通過觀察三維真皮纖維的形態(tài)和分布，有助于診斷一些膠原疾病。皮下組織則表現(xiàn)為大部分區(qū)域亮度較低，局部區(qū)域出現(xiàn)亮度較高的膜樣結(jié)構(gòu)，這是因為皮下組織大部分為低回聲特性的脂肪，夾雜著少量強回聲特性的纖維，此外三維圖中還能直觀的看到組織中的血管，有助于對腫瘤進(jìn)行更加準(zhǔn)確的診斷，圖9(a)中管狀無回聲區(qū)域為皮下靜脈，但是三維圖中無法看到血管的走向，圖10(a)、(b)、(c)分別為三維視圖中藍(lán)色、紅色、綠色平面所在位置的切面圖，從x-y切面中可以看到血管的位置和形狀，從y-z切面中可以看到血管的走向以及血管內(nèi)的紅細(xì)胞散射，實現(xiàn)了和傳統(tǒng)二維超聲C型掃描類似的功能。

(a)

(b)

(c)

圖9皮膚三維重建結(jié)果(a).GPU光線投射法三維重建圖；(b).3x3x3三維中值濾波后的重建圖；(c).真皮層放大圖；縮寫：e為表皮層，d為真皮層，st為皮下組織，v為血管

Fig9Thethree-dimensionalreconstructionofhumanskin

(a).Three-dimensionalimagereconstructedbyragcastingbasedonGPU；(b).Thereconstructedimagefilteredbya3x3x3kernel；(c).Magnifiedimageofdermis；Abbreviation：e，indicatesepidermis;d,dermis;st,subcutaneoustissue;v,vain

(a)

(b)

(c)

圖10切面圖(a).x-y切面；(b).x-z切面；(c).y-z切面；縮寫：e為表皮層，d為真皮層，st為皮下組織，v為血管

Fig10Thecross-sectionalimages(a).x-ysection；(b).x-zsection；(c).y-zsection；Abbreviation：e，indicatesepidermis;d,dermis;st,subcutaneoustissue;v,vain

5 結(jié)論

甚高頻超聲皮膚三維成像技術(shù)比傳統(tǒng)的磁共振、CT三維成像精度高，探測深度比共聚焦顯微鏡和OCT深，可以在保證深度和精度的情況下獲得皮膚的解剖結(jié)構(gòu)圖，非常適合于皮膚等淺表器官的三維成像，對于皮膚等淺表器官的手術(shù)指導(dǎo)具有重要意義，但是在精度如此高的情況下，人體組織運動或者機械振動引起的切片錯位將嚴(yán)重影響三維重建效果，因此對錯位的切片進(jìn)行配準(zhǔn)以及設(shè)計更高精度的三維探頭有待進(jìn)一步研究，而且三維成像數(shù)據(jù)運算量大，如何提高三維成像速度仍然需要進(jìn)一步研究。