3D узи: Самарская областная клиническая больница имени В.Д. Середавина

Пакет Little Peanut — 4D УЗИ
В любое время во время беременности
Один 20-минутный сеанс
Включает текст или электронную почту с изображениями на устройство по вашему выбору.
(Пациенты Миннесоты получают это по значительно сниженной цене.)

Пакет Sweet Pea — УЗИ 4D
В любое время во время беременности
Один 30-минутный сеанс
Включает (2) черно-белые фотографии
Включает текст или электронное письмо с изображениями на устройство по вашему выбору.

Пакет «Двойное зрение» — 4D УЗИ
2 УЗИ на любом сроке беременности
Два разных 30-минутных сеанса
Включает (2) черно-белые фотографии за сеанс
Включает текст или электронную почту с изображениями на устройство ваш выбор.

The Bundle of Joy Package — 4D УЗИ
3 УЗИ на любом сроке беременности
Три различных 30-минутных сеанса
Включает (2) черно-белые фотографии за сеанс
Включает текст или электронную почту с изображениями на устройство ваш выбор.

Вопросы? Позвоните и поговорите с нами. В нашу команду по уходу за беременными входят опытные практикующие медсестры, акушерки и врачи. Мы приветствуем новых пациентов и переводы на любом сроке беременности.

Что говорят наши мамы:

Это был замечательный опыт с Хизер! Это моя вторая беременность за 2 года, и я не могла бы выбрать лучшую акушерку.

J.K. — Пациент

Angelic Baby Наши часто задаваемые вопросы — Angelic Baby 3D Ultrasound

В чем разница между трехмерным и четырехмерным ультразвуковым сканированием?

Будь то ваш первый ребенок или четвертый, во время беременности может быть много тревожных моментов, особенно в течение первых нескольких недель внутриутробного развития. Именно поэтому ультразвуковые технологии так важны как для врачей, так и для родителей. Возможность регулярно наблюдать за плодом в режиме реального времени может выявить отклонения от нормы или облегчить беспокойство.

Ультразвуковая технология, использующая звуковые волны для создания изображений, имеет несколько ключевых преимуществ по сравнению с другими методами визуализации, такими как:

• Обеспечивает изображения плода или органов в режиме реального времени
• Не использует ионизирующее излучение, которое было связано с токсическим воздействием на эмбрион
• Ультразвук позволяет техникам фиксировать различные углы обзора

В чем разница между 3D и 4D ультразвуком?

Для перспективы: при ультразвуковом исследовании плода в 2D создается плоское черно-белое изображение. Однако 2D-УЗИ показывает функцию внутренних органов ребенка, что, безусловно, имеет жизненно важное значение для наблюдения за его здоровьем.

С помощью 3D и 4D ультразвукового сканирования вы можете увидеть ребенка в трехмерном изображении. Они раскрывают больше внутренних и внешних деталей под разными углами, таких как стенка сердца, клапаны или кровоток в различных сосудах; а снаружи — кожа или форма рта. Многим родителям интересно видеть ребенка в таких деталях, особенно если они видят, как их сын или дочь зевают или «улыбаются».”

В то же время глубина и детализация трехмерных и четырехмерных ультразвуковых изображений чрезвычайно эффективны при обнаружении таких проблем, как заячья губа, пороки сердца, проблемы со скелетом или нервные аномалии.

Наиболее существенное различие между 3D и 4D УЗИ заключается в том, что 4D позволяет врачам «транслировать в реальном времени» видеоизображения ребенка. 4D ультразвук — это, по сути, 3D ультразвук в живом движении.

Хотя ультразвук считается одной из самых безопасных технологий визуализации, всегда следует принимать меры предосторожности в отношении времени сканирования и его причины.Ультразвуковое сканирование должно выполняться только высококвалифицированными специалистами по ультразвуковой сонографии в течение короткого времени и с минимально возможной интенсивностью.

В компании Alaska Family Sonograms мы гордимся тем, что являемся лидером в предоставлении высокоточных ультразвуковых исследований в соответствии с высочайшими стандартами безопасности, точности и надежности. И мы делаем это с полной отдачей вашей личной заботе и вниманию. Мы информируем вас во время каждого этапа ультразвукового исследования, тесно сотрудничаем с вашим врачом и предоставляем ежедневные радиологические отчеты.

Чтобы узнать больше или назначить встречу, позвоните нам по телефону 907-561-3601 или нажмите здесь, чтобы использовать нашу онлайн-форму.

Оценка ультразвукового исследования 3D для визуализации

Аннотация

Назначение

В этой статье мы сравнили два различных режима 3D-ультразвука (US) (режим 3D «произвольная рука» и режим 3D-воблер), чтобы увидеть, какой из них больше подходит для выполнения регистрации 3D-US / 3D-US для приложений клинического руководства. Типичные ошибки с точки зрения их влияния на окончательную ошибку локализации оценивались шаг за шагом.

Методы

Методы калибровки многоточечной мишени и ручного глаза использовались для калибровки 3D US вместе с недавно разработанным фантомом с несколькими конусами. Для калибровки 2D УЗИ использовались методы на основе указателя и изображения. Ошибка цели калибровки была вычислена с использованием другого фантома с несколькими конусами. Фантом в форме яйца использовался в качестве основы для сравнения искажений для обоих 3D-режимов вместе с измерениями объема. Наконец, мы сравнили трехмерные ультразвуковые изображения, полученные в режиме 3D воблера и в режиме произвольной руки , в отношении точности их регистрации 3D-US / 3D-US с использованием как фантомных данных, так и данных пациента. Был проведен теоретический пошаговый анализ ошибок и сравнение с эмпирическими данными.

Результаты

Ошибки регистрации цели, основанные на калибровке с помощью метода 3D-многоточечного и 2D-указателя / изображения, оказались сопоставимыми (∼1 мм ). Оба они превзошли метод 3D Hand-eye (ошибка> 2 мм ). Измерения объема в режиме 3D воблер были наиболее близки к истине (погрешность около 6% по сравнению с 9% в режиме воблера 3D ).Дополнительное сканирование фантомов показало ошибку регистрации 3D-US / 3D-US менее 1 мм для обоих, режима 3D воблера и режима 3D-воблера , соответственно. Результаты с данными пациентов показали большую ошибку с режимом 3D воблер (6,50 мм — 13,37 мм ), чем с режимом 3D воблер (2,99 ± 1,54 мм). Было обнаружено, что все измеренные ошибки соответствуют их теоретическим верхним пределам.

Заключение

В то время как оба метода 3D-объема показали сопоставимые результаты в отношении регистрации 3D-US / 3D-US для фантомных изображений, для регистрации данных пациента режим 3D воблер превосходит режим 3D воблер . Влияние всех источников ошибок можно оценить с помощью теоретических выводов.

Образец цитирования: Iommi D, Hummel J, Figl ML (2020) Оценка трехмерного ультразвука для управления изображением. PLoS ONE 15 (3): e0229441. https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441

Редактор: Майкл К. Макальпайн, Университет Миннесотских городов-побратимов, США

Поступила: 30.07.2019; Одобрена: 6 февраля 2020 г .; Опубликовано: 26 марта 2020 г.

Авторские права: © 2020 Iommi et al.Это статья в открытом доступе, распространяемая в соответствии с условиями лицензии Creative Commons Attribution License, которая разрешает неограниченное использование, распространение и воспроизведение на любом носителе при условии указания автора и источника.

Доступность данных: Все соответствующие данные находятся в рукописи и ее файлах с вспомогательной информацией.

Финансирование: D.I. Проект ITN 764458 European Commsion https://ec.europa.eu/info/funding-tenders/opportunities/portal/screen/home Спонсоры не играли никакой роли в дизайне исследования, сборе и анализе данных, решении о публикации или подготовке рукопись.

Конкурирующие интересы: Авторы заявили об отсутствии конкурирующих интересов.

1 Введение

Трехмерная (3D) ультразвуковая (УЗИ) визуализация — многообещающий подход для быстрой и неинвазивной визуализации в клинических условиях. По сравнению с двухмерными (2D) изображениями, трехмерное представление всей структуры органа обеспечивает более интуитивную ориентацию, воспроизводимость интересующей области (ROI) и слияние с другими модальностями трехмерного изображения [1].В отличие от компьютерной томографии и магнитно-резонансной томографии (МРТ), где изображения обычно сохраняются последовательно в виде набора параллельных срезов в заданной ориентации, ультразвук обеспечивает свободно регулируемые томографические изображения в реальном времени. Ориентация изображений находится под контролем пользователя, что обеспечивает большую гибкость в приложениях. Помимо прямой диагностической визуализации, УЗИ используется для поддержки таких вмешательств, как хирургия под визуальным контролем, планирование лучевой терапии под контролем ультразвука и биопсия под визуальным контролем [2, 3].

В этом исследовании мы сравнили два конкретных метода реконструкции 3D-US, имея в виду приложения для управления изображениями [4, 5]. Наши образцы изображений in vivo являются изображениями брюшной простаты, потому что терапия простаты под контролем УЗ и биопсия простаты под контролем УЗИ являются одними из наиболее распространенных приложений для визуализации [6, 7, 8].

Навигация с использованием 3D-изображения США в реальном времени требует отслеживания изображения США в трехмерном пространстве. Это делается путем установки датчика положения (например, оптического или электромагнитного датчика) на датчик US и путем вычисления преобразования из системы координат изображения в систему координат внешней системы контроля положения (калибровка US) [9].

Пространственная калибровка US для 3D-УЗИ от руки с использованием обычной сканирующей головки для 2D-УЗИ впервые была введена Детмером и др. [10]. Когда датчик 2D-УЗИ перемещается по объему, положение и ориентация датчика регистрируются подключенным датчиком положения, и объем может быть построен путем переформатирования данных УЗИ, что приводит к так называемому режиму 3D от руки. [1]. С появлением датчиков 3D US на основе датчика с механической разверткой или режима 3D воблера , изображения 3D US могут быть получены почти в реальном времени без дополнительного использования датчиков положения.Это новое поколение устройств для США создает наборы объемных данных вместо двумерных изображений поперечного сечения. Кроме того, доступны 3D ультразвуковые преобразователи с двумерным массивом чувствительных пьезоэлементов [11]. Хотя кажется, что эти матричные матрицы имеют более высокое качество изображения, воблерные преобразователи все еще более распространены в клинической практике.

Метод от руки имеет преимущества по сравнению с использованием датчика 3D US, такие как более низкая стоимость и увеличенное на поле зрения (FOV) [1, 2, 12]. Однако получение трехмерного УЗ-объема с помощью методов «от руки» сложно, а иногда и обременительно из-за ошибок датчиков локализации, низкой точности калибровки, задержек на каждом этапе алгоритма реконструкции [13] и необходимости высокопроизводительных вычислительных систем. , например, визуализация на основе графического процессора [1].

В этой работе мы сравнили 3D режим свободной руки и режим 3D воблер , чтобы увидеть, какой из них больше подходит для выполнения регистрации 3D-US / 3D-US (преобразования двух отдельных 3D-изображений US в одну и ту же систему координат) для системы наведения в интервенционной хирургии (например, изменение положения пациента, обнаружение и коррекция деформации тканей и т. д. [4, 5]). Были приняты методы 2D-калибровки с использованием следящего указателя и фантома N-Wire [14]. Мы также разработали новый фантом, напечатанный на 3D-принтере, чтобы преодолеть недостатки, обнаруженные в известных методах 3D-калибровки.

Для обоих, режима 3D со свободной рукой и режима 3D воблера, мы сначала вычислили общую ошибку регистрации цели (TRE) [2, 15]. Затем была определена ошибка восстановления объема и рассчитана с использованием эталонного фантома в качестве основной истины. На втором этапе мы оценили зависимость точности регистрации 3D-US / 3D-US от используемого режима 3D-US с фантомными данными и данными пациента из области простаты.

Наконец, были проанализированы ошибки каждого компонента типичной процедуры преобразования.Ошибки в отношении их влияния на окончательную ошибку локализации оценивались шаг за шагом теоретически и эмпирически.

2 Материалы и методы

Часть методов в этом разделе разделена на три основные части: сначала мы представляем два метода калибровки 3D US и показываем, как результаты калибровки могут быть применены к разным глубинам обзора. Во второй части описаны два распространенных метода калибровки 2D US вместе с трехмерной объемной реконструкцией.Наконец, вводится анализ ошибок.

Технические характеристики

Ультразвуковая система GE Voluson E6 с конвексным датчиком RAB6-D использовалась для 2D и 3D УЗИ изображений соответственно. Преобразователь, работающий в полосе частот 2-8 МГц, состоит из 192 пьезоэлектрических элементов. По заявлению производителя, датчик УЗИ имел разрешение по оси 0,5 мм и по горизонтали 2 мм.

Предполагается, что система оптического слежения (OTS) Polaris Spectra (NDI, Waterloo, Ca) обеспечивает статическую точность 0.От 25 до 0,35 мм в объеме 1312 x 1566 x 1450 мм ³ [16]. Он обеспечивает точное отслеживание положения и ориентации в режиме реального времени с помощью инструментов отслеживания, которые состоят из пассивных маркерных сфер. Для создания нашего специального инструмента слежения такие маркерные сферы были смонтированы на 3D-печатной раме из полилактида (PLA). Полученная геометрия маркера была преобразована в стандартный формат языка тесселяции (.stl). Модель приспособления была разработана с помощью программы автоматизированного проектирования (САПР) Rhinoceros 3D [17].

Методы реконструкции объема США

3D режим от руки.

Чтобы реконструировать трехмерный объем из двумерных изображений УЗИ, каждый срез изображения УЗИ был автоматически вставлен программным обеспечением PLUS [18] в трехмерную систему координат, которая определяется маркером OTS. Недостающие координаты в реконструированном объеме были вычислены с помощью взвешенных средних значений ближайших известных вокселей со сферическим гауссовым ядром переменного размера.

Режим 3D воблера.

GE Voluson E6 с датчиком RAB6-D использовался в 3D-режиме.Мы использовали угол объема 85 градусов и максимальный размер 2D, в результате чего поле обзора составляло 85×70 градусов при площади основания 63,6 x 37,8 мм. Данные хранились в формате DICOM и загружались в программную платформу с открытым исходным кодом 3D Slicer [19] для создания декартовой системы координат изображения.

2.1 Методы 3D калибровки

Частота, глубина сканирования, угол обзора и количество фокальных зон (одна) преобразователя были одинаковыми для обоих методов калибровки 3D US. Для калибровок 2D УЗИ использовались одинаковые глубина сканирования, частота и фокусные зоны.Различные фокусные зоны использовались только при анализе объемной реконструкции.

2.1.1 3D калибровка многоточечной цели.

Фантом, используемый для 3D-калибровки, был изготовлен из полилактида (PLA) и состоял из базовой пластины толщиной 5 мм с конусами, помещенными наверху пластины, причем концы конусов служили реперными точками (рис. 1 (a)). Вся рама была помещена в резервуар из плексигласа, наполненный водой и закрепленный винтами (см. Рис. 2). На танке был жестко закреплен инструмент слежения, представляющий собой систему отсчета танка.

Рис. 2. Установка для процедуры калибровки датчика (d): фантом (c) был помещен в фиксированное положение внутри резервуара для воды с помощью инструмента отслеживания, прикрепленного к резервуару (b) и датчику (a).

Механический рычаг удерживал датчик в постоянном положении во время получения изображения.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.g002

Процедура калибровки основана на нескольких изображениях кадра при изменении положения и ориентации датчика.Координаты наконечников конусов на изображении УЗ определялись путем наведения курсора на каждый наконечник (рис. 1 (b)), в то время как координаты наконечников относительно системы отсчета резервуара определялись с помощью калиброванного щупа [20]. Чтобы свести к минимуму ошибку дрожания при измерениях щупа, каждый наконечник измерялся 100 раз, при этом положение камеры менялось 10 раз. Расстояние между фантомом и камерой всегда находилось в пределах 1–1,5 м. Как только координаты кончиков конусов (т.е. реперные точки) были известны в обеих системах координат, была проведена двухточечная регистрация [21].

Для повышения точности мы ввели дополнительную калибровку фантома . Координаты кончиков конусов были собраны в системе координат системы отсчета резервуара ( P _Ссылка ), а также в системе координат CAD-модели фантома ( P _Phantom ). Это привело к преобразованию T _{Ph → Ref} , которое использовалось для повторного вычисления координат реперных точек в системе отсчета из более точно измеряемых точек в объеме CAD.

Калибровочная матрица T _{US → Преобразователь} , которая выражает преобразование между системой координат изображения США и системой координат оптического маркера, прикрепленного к преобразователю, была наконец получена с использованием следующего уравнения: (1) где T _{Ref → Преобразователь} — это преобразование между эталоном и инструментом отслеживания преобразователя, заданное OTS. Трекер был подключен к 3D Slicer через набор инструментов PLUS (публичная библиотека программного обеспечения для исследования изображений в США) [19].

Для выполнения калибровки 3D-US было сделано 15 изображений, при этом преобразователь перемещался между получением изображений для реализации различных углов обзора. Преобразователь был установлен на гибком кронштейне, чтобы избежать артефактов движения в записанных данных трекера. Чтобы определить воспроизводимые условия визуализации, серия измерений была начата с преобразователя и датчиков отслеживания коробки, направленных непосредственно на оптическую камеру. Для последующих сканирований зонд US поворачивался от + 35 ° до -35 ° вокруг своей главной оси, охватывая 15 ориентаций относительно системы отсчета резервуара.Всего для двухточечной регистрации было собрано девяносто реперных знаков.

2.1.2 3D калибровка вручную и глазом.

Метод «рука-глаз» [22, 23] может применяться для вычисления калибровочной матрицы T _{US → Преобразователь} с использованием матриц преобразования T _{US ( i ) → US ( j )} из разных объемов US _i , US _j взяты с фантома с разных точек зрения [24]. Эти преобразования могут быть выражены следующим образом: (2)

T _{US ( i ) → Преобразователь ( i )} (а также T _{Преобразователь ( j ) → US ( j 9044) соответственно ) представляет собой калибровочную матрицу. T Преобразователь ( i ) → Ref (и T Ref → Transducer ( j ) , соответственно) передается OTS как преобразование между инструмент и камера-трекер.Преобразования T US ( i ) → US ( j ) были определены с помощью 3D Slicer путем регистрации произвольных объемов США US i и US , снятые в позициях преобразователя i и j соответственно. На рис. 3 представлена ​​графическая иллюстрация формулы (2).}

Рис. 3. Цикл калибровки УЗИ вручную: преобразование между произвольными объемами США US _i и US _j может быть обнаружено косвенно через отслеживаемые положения датчиков или напрямую через трехмерную интрамодальность регистрация изображения.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.g003

Умножение уравнения (2) справа на (3) приводит к (3)

Это уравнение имеет вид: (4) где A = T _{US ( i ) → US ( j )} , B = T _{Преобразователь ( i ) → Ref} 164 T Ref → Преобразователь ( j ) , X = T _{US → Преобразователь} .

Для решения этого уравнения были использованы кватернионы единиц системы, чтобы вычислить компонент вращения в замкнутой форме. Для этой задачи были протестированы четыре различных показателя: Horaud [28], Tsai [23], Park [25] и Liang [26]. Те же фантомные ультразвуковые изображения, которые использовались для многоточечной калибровки, также использовались для процедуры калибровки «рука-глаз».

2.1.3 Калибровка в режиме 3D на нескольких глубинах.

Калибровки по нескольким целям и глазам для режима 3D были выполнены на 7. Глубина 4 см для получения оптимального баланса разрешения по горизонтали и распределения реперных точек. Впоследствии калибровочные матрицы для больших глубин были выведены из этой эталонной калибровочной матрицы T _{US → Преобразователь Â (7,4 см )} . Это было сделано путем сканирования фантома на нескольких глубинах, при этом датчик оставался неподвижным. Затем новые тома были зарегистрированы с эталонным томом для получения преобразований. Согласно уравнению (5) новые калибровочные матрицы могут быть рассчитаны как: (5)

Для GE Voluson E6 сохраненные изображения имеют разные трехмерные размеры (x, y, z) в зависимости от настроек сканирования (глубина, ширина луча и т. Д.)). При загрузке их в 3D Slicer автоматически создается новая точка отсчета системы координат изображения. При использовании разных настроек машина не выполняет масштабирование одного и того же объекта. Следствием этого является то, что эти объемы могут быть наложены друг на друга с жестким перемещением (рис. 4). Следовательно, представляет собой перевод.

Рис. 4. Трехмерный объем 7,4 см (красный) — это часть объема с глубиной сканирования 15 см (серый).

Они зарегистрированы для получения преобразования T _{7.4 см → 15 см} . Затем можно рассчитать калибровочную матрицу на глубине 15 см. Таким образом, это преобразование представляет собой простой перевод.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.g004

2.2 Калибровка в 2D в США и переформатирование объема

2.2.1 Калибровка указателя 2D в США.

Для 2D-калибровки был реализован набор инструментов 3D Slicer-PLUS и была проведена калибровка US, отслеживаемая по США, , как описано в Руководстве по 3D-слайсеру [19].Для этого датчик УЗИ был установлен в фиксированном положении на пустом резервуаре для воды, а калиброванный указатель NDI перемещался в пределах поля обзора изображения США. Данные трекера записывались автоматически, и соответствующие координаты изображения определялись путем отметки профиля максимальной интенсивности кончика указателя на изображении для определенных моментов времени. Это приводит к списку реперных точек, заданных в двух системах координат, то есть изображении и системе координат OTS. Наконец, калибровочная матрица была рассчитана посредством двухточечной регистрации.Эта процедура была выполнена дважды для получения калибровочных матриц для глубин сканирования 7,4 см и 15 см.

2.2.2 D Калибровка N-провода США.

N-образный провод был установлен в пластиковый резервуар, заполненный водой, и был использован алгоритм PLUS от 3D Slicer. Этот алгоритм вычисляет преобразование между системой координат фантомного объекта и системой координат инструмента слежения, прикрепленного к преобразователю, путем сопоставления точек (рис. 5 (b)). В частности, ультразвуковое сканирование N-образного провода дает изображения с белыми точками, представляющими пересечение N-образных проводов с плоскостью сканирования УЗИ.Каждая точка была сегментирована автоматически, и координаты точек в системе координат OTS были вычислены с помощью геометрической триангуляции. Затем была применена двухточечная регистрация для получения калибровочной матрицы. Используемый фантом из проволоки N-образной формы был рассчитан на глубину не более 9 см. По этой причине этот метод нельзя было использовать на больших глубинах.

Рис. 5.

Методы 2D пространственной калибровки УЗИ: Применяя метод указателя, на изображении были собраны реперные точки, глядя на профиль максимальной интенсивности кончика указателя на изображении (Рис. 5 (a) ).N-образные провода выглядят как точки на изображениях, которые обнаруживаются и сегментируются с помощью программного обеспечения PLUS. Результат сегментации можно обозначить зелеными курсорами (см. Рис. 5 (b) ).

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.g005

2.3 Анализ ошибок

Для оценки методов калибровки 2D / 3D US, TRE был проанализирован на глубине сканирования 7,4 см и 15 см. Во-вторых, был проведен анализ ошибок объемной реконструкции из 2D и 3D модальностей ультразвука. Поскольку полученные 2D-изображения, которые использовались для создания 3D-изображения, были расположены в виде веера, расстояние между полученными 2D-изображениями УЗИ увеличивается с увеличением осевого расстояния. Различия в восстановлении объема также могут появиться из-за того, что режим 3D воблера и 3D режим от руки используют разные методы интерполяции . Следовательно, на реконструкцию объема УЗИ может повлиять ошибка, которая ставит под угрозу точность регистрации. Чтобы исследовать степень искажения объема в зависимости от метода, данный объем сравнивался с восстановленными объемами, найденными на 3D-изображениях.Наконец, регистрация 3D-3D США / США была протестирована для режима 3D от руки и режима 3D путем вычисления метрической ошибки из жесткой регистрации.

2.3.1 Анализ ошибок калибровки в США.

Ошибка регистрации реперных точек (FRE) была рассчитана для режима 3D воблера для калибровки и для методов 2D калибровки. Для обоих 3D-режимов для вычисления TRE использовался дополнительный фантом PLA с конусами в новой конфигурации. Калибровка фантома была применена, как описано в разделе 2.1.1, а эвклидово расстояние между результирующими опорными точками и точками преобразованных ультразвуковых изображений (рис. 6) было рассчитано как норма вектора разности T _Diff , приведенного в уравнении 6. Восемьдесят реперных точек из десяти изображений были использованы для вычисления TRE для каждого метода. (6)

Чтобы оценить влияние количества изображений УЗИ, используемых для калибровки, на TRE, калибровочная матрица была вычислена с увеличением числа изображений, усредняемых по перестановкам, как описано в [24].Что касается метода Multi-target, матрица рассчитывалась, начиная с одного единственного изображения; Вместо этого для получения согласованных результатов использовался метод «ручной глаз» с четырьмя начальными изображениями. Изображения добавлялись одно за другим, и на каждом этапе рассчитывалось TRE.

2.3.2 Анализ погрешности объема.

Имитирующий ткань фантом CIRS Модель 560H [27] использовался для оценки производительности системы визуализации с помощью трехмерных объемных измерений [27]. Фантом сочетает в себе моноволоконные линейные мишени, шесть неэхогенных цилиндрических мишеней разных размеров и яйцевидную целевую структуру.Целевой объем яиц составил 91,6 см ³ . Трехмерные изображения яйца, полученные с помощью режима 3D воблера и режима 3D от руки , были сегментированы по контрольным точкам: для всех трех проекций наблюдатель перемещал петлю из взаимосвязанных точек (около тридцати на проекцию) на проекции. контур поверхности. Окончательный объем был рассчитан методом наименьших квадратов сфер на 3D-слайсере (рис. 7), аналогично Fagerquist et al. и Uittenbogarrd et al. [28, 29] Были исследованы три различных глубины.Это было сделано путем увеличения расстояния между нижней поверхностью фантома яйца и датчиком. Кроме того, фантом яйца сканировали с использованием одной фокальной зоны и трех фокальных зон соответственно. Три фокальные зоны не используются для максимальной глубины, потому что невозможно было настроить луч так, чтобы он покрыл весь объект. Всего было взято пять измерений и вычислено среднее значение и разница (%) от достоверного объема.

Рис. 7. Пример изображения яйца-фантома в 3D в режиме США в 3D-слайсере: фантом яйца был сегментирован, и программа вернула результат сегментации (зеленый) в плоскостях xyz и в трехмерном объемном рендеринге (справа вверху изображения. ).

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.g007

2.3.3 Оценка режимов 3D-US для регистрации 3D-US / 3D-US.

Для оценки зависимости точности регистрации 3D-US / 3D-US от используемого режима 3D-US ошибка регистрации была определена с использованием фантома яйца. OTS не перемещался во время этой процедуры. Было проведено два испытания:

• В первой серии получения изображений датчик всегда располагался в одной и той же ориентации (прямое положение датчика перед камерой). Между отдельными изображениями датчик поднимали и снова применяли. Первое изображение служило эталонным изображением и было зарегистрировано для остальных.
• Следующая серия изображений была сделана под разными углами, как указано в соответствующих таблицах в разделе результатов и зарегистрировано в эталонном изображении. Это было сделано для оценки того, как ориентация датчика влияет на реконструкцию объема и точность регистрации.

Изображения были организованы в иерархическом представлении на 3D Slicer, который автоматически преобразует несколько ультразвуковых объемов в одну и ту же систему отсчета (т.е. прилагаемого инструмента отслеживания), см. рис. 8 и 9. Область интереса была рассмотрена, и была применена регистрация метрики взаимной информации Mattes (MI) [30]. В безошибочной процедуре результатом регистрации должна быть единичная матрица, предполагающая идеальную калибровку, в противном случае он дает индикатор ошибки регистрации ( E _ошибка ). Поэтому норма Фробениуса этой матрицы использовалась как мера точности совмещения изображений. Кроме того, ошибка E была вычислена как норма расстояния между единичным вектором и единичным вектором, умноженная на результирующую матрицу регистрации, как описано в [5].

Рис. 8. Изображение фантома яйца в шахматном порядке с помощью 3D-слайсера .

С левой стороны можно увидеть невыровненные изображения, с правой стороны наложены изображения после совмещения с использованием калибровки по США.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.g008

Рис. 9.

Изображение в шахматном порядке изображений простаты с помощью 3D-слайсера: (а) показаны невыровненные изображения и (б) изображения после совмещения с использованием калибровки по США с использованием режима воблера 3D . В (c) 3D восстановленные вручную объемы были выровнены.

https://doi. org/10.1371/journal.pone.0229441.g009

Та же процедура, что и выше, была повторена для оценки изображений простаты. Датчик перемещался пользователем между двумя разными записями. Как описано выше, ошибка E была вычислена как норма расстояния между единичным вектором и единичным вектором, умноженная на результирующую матрицу регистрации.

2.3.4 Общий TRE в типичном приложении.

Рис. 10 показывает схему полной трансформации типичной системы наведения при телетерапии или биопсии [4, 8, 31]. Цель такой системы — согласовать дооперационные данные с изображениями (в реальном времени) в процедурном кабинете.

Маркеры, прикрепленные к фантому / пациенту и датчику УЗИ, определяют две опорные системы координат ( ref ). Стрелки на рис. 10 указывают на необходимые преобразования для регистрации точки в комнате планирования ( P _p ) с соответствующей точкой в ​​процедурной комнате ( P _t ). Уравнение 7 показывает соответствующее матричное уравнение: (7) где T _{ref → Датчик} преобразует эталонную систему координат фантома / пациента в систему координат датчика. T _{US → Преобразователь} — это калибровочная матрица для США, а T _{US → US} — жесткое преобразование между 3D-US-изображениями, сделанными в кабинете планирования и процедурном кабинете, соответственно.

Мы использовали фантом с несколькими конусами для тестирования этой цепочки трансформации.Чтобы смоделировать две разные операционные, мы переместили датчик OTS и датчик US между двумя записями изображения США. Во время процедуры фантом не двигался. Следовательно, ожидаемая матрица репозиционирования должна быть единичной матрицей. Этот тест проводился в режиме трехмерного воблера, поскольку он обеспечивает все компоненты цепочки трансформации. Всего было получено восемь изображений. На первом изображении датчик находился в прямом положении перед камерой, и оно использовалось в качестве эталонного изображения.Остальные изображения были сняты под разными углами / ориентациями и зарегистрированы в эталонном изображении. TRE был рассчитан на основе координат кончиков конусов фантома.

2.3.5 Оценка влияния источников ошибок.

Чтобы дать представление о том, как отдельные элементы такой системы наведения вносят вклад в общий TRE, ошибки от различных компонентов цепочки преобразования (см. Уравнение 7 были проанализированы теоретически и сопоставлены с измерениями.

Теоретический анализ ошибок основан на [32]. Влияние на TRE чисто трансляционной ошибки t , которая появляется только в одной матрице в уравнении 7, которая, например, может иметь место для T _{US → US} , это: (8)

Для чисто трансляционной ошибки t в двух матрицах, которые могут иметь место для T _{ref → Преобразователь} и T _{US → Преобразователь} , влияние на общую ошибку является: (9)

Полный теоретический вывод уравнений 8 и 9 можно найти в Приложении. Чтобы оценить влияние системы слежения и устройства УЗИ, этап регистрации изображения исключили, удерживая фантом в устойчивом положении.

Ошибка системы слежения . Для преимущественно поступательного возмущения t на T _{ref → Преобразователь} , TRE _Δ был оценен в соответствии с уравнением 9. Для оценки эмпирической ошибки, вызванной OTS, были смоделированы две разные комнаты. перемещая OTS в пять различных позиций, создавая пять матриц.Поскольку фантом с несколькими конусами не перемещался во время этой процедуры ( P _t = P _p ), ожидаемой матрицей изменения положения должна быть единичная матрица. Гусеничный преобразователь был закреплен на жестком креплении, поэтому T _{US → US} также был упрощен до единичной матрицы. Затем преобразователь T _{US → Преобразователь} и его инверсия также теоретически умножаются на единицу. Таким образом, результирующая матрица регистрации включает только ошибки из OTS ( Err _{отслеживания} ), которая должна быть единичной матрицей: (10)

TRE был рассчитан на основе координат кончиков конусов фантома и сравнен с его теоретической оценкой: (11)

Вся эта процедура повторялась с разными углами / положениями преобразователя относительно исходной системы координат фантома.

Ошибка из-за разрешения изображения США .Боковое и осевое разрешение измеряли с помощью моноволоконных мишеней американского фантома модели 560H [27]. Так как FRE может быть аппроксимирован ошибкой реперной точки (FLE) для большого количества реперных точек, а FLE находится в величине разрешения изображений США, FRE определяется (латеральным) разрешением [33, 34, 35]. В фантоме N-Wire локализация заменена процессом подгонки, сводящим к минимуму боковую (квадратную) ошибку.

Ошибка калибровочной матрицы США .Добавление чисто поступательного возмущения t на T _{US → Transducer} приводит к дополнительному TRE _cal Δ. Эта ошибка может быть ограничена уравнением 9. Приложенное возмущение t было основано на TRE из калибровки US из раздела 3.1. Чтобы измерить эту ошибку эмпирически, калибровочная матрица США была рассчитана с использованием метода Multi-target. Мы получили пять фантомных изображений: первое изображение использовалось в качестве эталонного, а другие изображения были сняты под разными углами / положениями и зарегистрированы в эталонном изображении.Фантом и OTS не перемещались в этой процедуре. TRE был вычислен, как описано в разделе «Оценка режима 3D-US для регистрации 3D-US / 3D-US». Чисто поступательное возмущение t (2/1/0), || т || = 2,23 мм. Были рассчитаны эмпирические отклонения ( TRE _cal Δ) от предыдущего TRE.

Ошибка регистрации в США и США. Чисто поступательное возмущение t (2/2/1) с || т || = 3 мм , как указано в литературе [5], был введен в T _{US → US} . Всего было получено восемь изображений. Как и в разделе 2.3.4, первое изображение использовалось в качестве эталонного изображения. Остальные изображения были сняты под разными углами / ориентациями и зарегистрированы в эталонном изображении. Мы перемещали и OTS, и датчик US между записями изображений США. Эмпирические отклонения ( TRE _reg Δ) от предыдущих TRE были рассчитаны для всех измерений после внесения возмущения в матрицу T _{US → US} .

3 Результаты

3.1 Анализ ошибок калибровки

В таблице 1 показаны значения FRE для калибровки в режиме 3D-воблера и двухмерных калибровок. При использовании многоточечного метода FRE было достигнуто 0,87 мм. При использовании фантома N-провода для 2D-калибровки, FRE составил 0,40 мм на глубине 7,4 см, в то время как FRE составил 0,52 мм при использовании метода 2D-указателя US.

Таблица 2 показывает TRE для режима 3D воблера и 3D режима воблера 3D. Среднее значение TRE для трехмерной многоцелевой точки составило 1,08 мм для глубины сканирования, равной 7,4 см, и 1,25 мм для глубины 15 см. Наилучший результат был получен для модели 3D в режиме произвольной руки : на основе метода 2D N-Wire TRE составил 0,69 мм. Метод на основе 2D-указателя (1,00 мм) был сопоставим с методом 3D воблер . На основе ручной калибровки TRE было выше 2 мм для всех примененных показателей.

Как описано в разделе 1.3.1 , было оценено влияние количества изображений, используемых для вычисления калибровочной матрицы для 3D-калибровки.Результаты показаны на рисунках 11 и 12 для глубины сканирования 7,4 см и 15 см соответственно. Метод с несколькими целями привел к получению TRE менее 2 мм всего на одном изображении. Ошибка немного уменьшилась, пока не был достигнут минимум примерно с пятью изображениями. При использовании метода «ручной глаз» ошибка уменьшалась после пяти выборок, но всегда была выше по сравнению с методом с несколькими целевыми объектами.

Рис. 11. Тенденция ошибок регистрации цели при глубине сканирования 7,4 см.

Многоцелевой (оранжевая линия) показал самый низкий TRE из всех методов калибровки в режиме 3D.При добавлении дополнительных калибровочных изображений ошибка заметно не улучшилась. При использовании метода «ручной глаз» ошибка уменьшилась для первых пяти образцов изображения, но в целом она была выше по сравнению с методом с несколькими целевыми объектами.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.g011

3.2 Анализ погрешности объема

Таблица 3 показывает, что результаты 3D произвольного объема были в целом наиболее близкими к достоверным данным. Фактически, с одной фокальной зоной восстановленные объемы отличались от фактического объема менее чем на 6% для всех трех проанализированных расстояний.При использовании трех фокальных зон, как показано в таблице 3, результат не изменился на самом близком расстоянии сканирования, но улучшился для среднего (3,11%). Режим 3D воблер показал несколько лучшие результаты с одной фокальной зоной (5,60%), но был ухудшен из-за увеличения расстояния от объекта до апертуры преобразователя (9,23% и 11,61% для среднего и дальнего расстояния сканирования соответственно). С тремя фокальными зонами ошибка уменьшилась для среднего расстояния, но все же уступила 3D режиму произвольной руки .

Таблица 3. Среднее значение и отклонения фантомных объемов яйца для двух модальностей УЗИ от контрольного значения 91,6 см ³ .

При наличии только одной фокальной зоны фокус помещался вручную на уровне центра масс фантома яйца. С тремя фокальными зонами фокус был установлен таким образом, чтобы полностью покрыть ширину фантома яйца. Указанные расстояния относятся к расстояниям между нижней частью поверхности фантома яйца и отверстием датчика.

https: // doi.org / 10.1371 / journal.pone.0229441.t003

3.3 Оценка режима 3D-US для регистрации 3D-US / 3D-US

Фантом в форме яйца.

При удерживании преобразователя в фиксированном положении средняя ошибка регистрации E , полученная в результате пяти регистраций, составила 0,57 мм для режима 3D в режиме произвольной руки (норма матрицы ошибок по Фробениусу: 2,04 ) и 0,70 мм для режима 3D воблера (норма Фробениуса матрицы ошибок: 2.10) соответственно.

В таблице 4 показаны ошибки регистрации, возникающие из-за разной ориентации преобразователя.

Таблица 4. Ошибка регистрации для режима произвольной руки 3D и режима 3D воблера .

Ориентация / углы (в градусах) указаны относительно оси исходного положения датчика, прямо перед камерой.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.t004

Регистрация простаты в 3D-США / 3D-США.

Ошибки для режима 3D произвольной формы составляли от 6,50 мм (минимум) до 13,37 мм (максимум). Режим воблера 3D показал гораздо лучшие результаты (см. Таблицу 5) со средней ошибкой 2,67 ± 1,46 мм (0,84 мм и 4,73 мм как минимальное и максимальное значения, соответственно).

Таблица 5. Ошибка регистрации данных пациента для режима воблера 3D .

Ориентации / углы (в градусах) указаны относительно осей исходного положения датчика, заданного при первом сканировании.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0229441.t005

3.4 Общий TRE в типичном приложении

Путем вычисления общего TRE полной цепочки трансформации, как описано в разделе 2.3.4 , мы обнаружили, что средний TRE составляет 1,87 мм.

3.5 Оценка влияния источников ошибок

Ошибка системы слежения.

Таблица 6 показывает трекер TRE и верхнюю границу в соответствии с уравнением 9.Этот эксперимент повторяли пять раз, изменяя относительную ориентацию инструментов на датчике и фантоме (последние три столбца).

Ошибка разрешения изображения в США.

Для параметров изображения, использованных в статье, измеренное осевое разрешение составило 0,5 мм, а разрешение по горизонтали — 2 мм. Эти числа аналогичны техническим характеристикам производителя.

Ошибка калибровочной матрицы США.

В таблице 7 показана дополнительная внесенная ошибка TRE _cal Δ, вызванная поступательным отклонением t к матрице калибровки США.Данные относятся к четырем случаям с разными углами / ориентацией датчика УЗИ относительно первого сканирования (эталонного сканирования).

Ошибка регистрации США и США.

Среднее значение TRE _{reg Δ} в результате возмущения (|| t || = 3,0), примененного к T _{US → US} было 2,67 мм.

4 Обсуждение

В этой работе мы сравнили два режима 3D-УЗИ, чтобы оценить, какой из них больше подходит для выполнения регистрации простаты в 3D-УЗИ / 3D-УЗИ.Критерии оценки включали анализ целевой ошибки, ошибки восстановления объема и ошибки регистрации с фантомами и данными пациента из области простаты. Поскольку требуемые калибровки УЗИ значительно влияют на успех регистрации, мы приняли различные методы калибровки для 2D и 3D модальностей и сравнили их с точки зрения достигнутой целевой ошибки. В ходе 3D-калибровки мы представили новый фантом, напечатанный на 3D-принтере, который повышает точность и удобство использования. Во-вторых, была проанализирована точность объемной реконструкции, поскольку объемные искажения могли повлиять на точность регистрации и понимание врачом полной трехмерной пространственной анатомии.В целом, регистрации 3D-US / 3D-US с фантомными данными и данными пациента показали, что режим 3D воблера приводил к меньшим ошибкам регистрации, чем режим 3D произвольной руки .

Что касается калибровки, режим 3D произвольной руки показал наименьшую ошибку из фантомных измерений: мы получили TRE 0,69 ± 0,37 мм с использованием метода N-wire, что сравнимо с найденной точностью восстановления точки 1,0 ± 0,12 мм. в [19]. Метод указателя также привел к низкому TRE (1.00 ± 0,85 мм, см. Таблицу 2). Трехмерная калибровка с несколькими мишенями была менее точной (максимальная погрешность составила 1,26 ± 0,45 мм, таблица 2), но была сопоставима с методами «от руки». Процедура 3D Hand-eye показала худший результат, сравнимый с предыдущей работой Schlosser et al. [24] (ошибка 2,4 мм). Результаты также показали, что использование нескольких углов захвата улучшает точность калибровки. Как показано на Рис. 11, TRE для нескольких целей уменьшился с 1,26 мм до 1,12 мм за счет применения еще трех изображений.Дополнительные изображения существенно не улучшили TRE. В Shinya et al. [36] TRE 2,2 мм было достигнуто с восемью изображениями, но не проводилась оценка взаимосвязи между TRE и количеством примененных изображений. В Vasconcelos et al. [37] TRE 2,39 мм был получен с использованием около 10 измерений. Результаты метода «ручной глаз» не показали значительного улучшения после применения более пяти изображений для вычисления калибровочной матрицы, что сопоставимо с результатами, полученными Schlosser et al.[24].

С точки зрения выполнимости процедур калибровка с помощью фантома N-Wire наиболее удобна. Это занимает несколько секунд, надежно и не зависит от пользовательского опыта [38]. Без фантома альтернативный метод 2D-указателя требует только калиброванного наконечника указателя, но его невозможно воспроизвести. Фактически, пользователь должен постоянно перемещать кончик указателя, выровняв его с плоскостью сканирования, и осторожно выбирать реперные точки на изображении в определенные моменты времени.Это требует от пользователя определенных навыков и опыта [38]. Ручной выбор реперных знаков упрощается за счет использования фантома: с нашим напечатанным на 3D-принтере фантомом, представленным в этой работе, стало возможным собирать реперные знаки из нескольких изображений в трехмерном методе с несколькими целевыми точками, что приводило к низкой целевой ошибке. Аналогичный напечатанный фантом использовался для метода «рука-глаз»; Хотя процедура имела то преимущество, что не выбирала реперные точки вручную, она показала худшие результаты калибровки.

Реконструкция объема показала наименьшую ошибку для режима 3D произвольной формы .Измерения, выполненные на разных глубинах, дали погрешность 3,11% ± 6,27% (таблица 3). Полученное отклонение от основной истинности объема было сопоставимо с результатами Fenster et al. [15] (5,7% и 4,4% для настроек глубины 10 см и 15 см соответственно). Режим воблера 3D объем был дальше от истины с погрешностью 5,60% ± 11,61% (Таблица 3). Увеличение количества фокальных зон дало более низкую ошибку на 7% для режима 3D воблера и 3% для режима 3D произвольной руки , в то время как с одной фокальной зоной ошибки составляли около 9% и 6% соответственно.Тем не менее, использование только одной фокальной зоны показало лучший результат на меньших глубинах (Таблица 3).

Получение 2D-изображений для режима 3D в режиме произвольной руки оказалось препятствием для этого метода: пользователю приходилось сохранять линию сканирования и медленно перемещать преобразователь, чтобы получить достаточное количество срезов для алгоритма реконструкции. Это особенно важно для большей глубины сканирования. Возможное решение может быть найдено в портативном моторизованном сканирующем устройстве с механической системой, выполняющей линейное или наклонное сканирующее движение, как в Fenster et al.[15]. Режим 3D воблер не имеет этой проблемы: матрица датчиков датчика может автоматически сканировать весь объем, сохраняя датчик в фиксированном положении. Время сканирования в целом сопоставимо с двумя режимами (около 6-9 секунд). Для режима 3D воблера это зависит от выбранных настроек (при глубоком сканировании в низкочастотном режиме массивам датчиков вобуляции требуется больше времени, чтобы охватить объем).

Тесты для оценки режима 3D-US для регистрации 3D-US / 3D-US дали противоположные результаты: сканирование фантомов показало ошибку примерно 1 мм для обоих методов (Таблица 4), в то время как для данных пациентов были обнаружены самые высокие ошибки. с 3D режим произвольной руки , где все тесты показывают ошибку в диапазоне [6.50 мм — 13,37 мм]. Средняя ошибка 2,67 ± 1,46 мм была обнаружена для режима 3D воблера (таблица 5), что значительно превосходит режим свободной руки. Результаты регистрации для режима 3D воблера были сопоставимы с результатами Kaar et al. [5] (2,99 ± 1,54 мм). Эта ошибка находится в пределах допустимого диапазона изменения положения простаты при телетерапии и в диапазоне ошибок успешной биопсии простаты. ([6] упоминает 4 мм для репозиции, [8] измеряет около 3 мм для биопсии). Следовательно, режим 3D воблер US может выполнять изменение положения и регистрацию в пределах допустимого уровня ошибок.

Деформация ткани может быть серьезной проблемой при регистрации изображений реального пациента: давление и исходная точка датчика деформируют ткани по-разному для разных сканирований. Они ставят под угрозу объемную реконструкцию, что приводит к плохому результату регистрации. Из-за деформаций трудно получить достаточно изображений УЗИ в режиме произвольной руки на одной и той же строке сканирования. Еще одно преимущество режима 3D заключается в том, что пользователю не нужно перемещаться по интересующей области: массив автоматически восстанавливает объем.Следовательно, здесь подавляются многие артефакты движения, что приводит к лучшему качеству изображения. Пользователю просто нужно удерживать датчик неподвижно, не изменяя давления на объект, чтобы ограничить деформации и получить точное позиционирование изображения с помощью OTS.

На ошибку регистрации также влияют артефакты, такие как акустическое затенение, преломление, боковые лепестки и т. Д., Которые значительно ухудшают качество изображения. В частности, с увеличением глубины разрешение по горизонтали уменьшается, а объект искажается в зависимости от направления сканирования.Это применимо как к режиму 3D произвольной руки , где каждый 2D-срез интерполируется после развертки преобразователя, так и к режиму 3D воблера , где массив датчиков автоматически смещается. Таким образом, при жесткой регистрации было обнаружено несоответствие между внешними поверхностями как на фантоме яйца, так и на изображениях простаты. Несмотря на это, вычисленная матрица регистрации была близка к единичной матрице с использованием жесткого преобразования. Несмотря на недавние исследования по коррекции формирования луча, сканирование в широком поле зрения все еще является ограничением для современной технологии США из-за зависимости от частотного / осевого разрешения.Здесь не было предложено никакого решения для компенсации искажений или артефактов бокового разрешения. Кроме того, в этой работе мы использовали только УЗИ и один датчик в 2D и 3D режимах. Можно протестировать больше устройств и датчиков для УЗИ, чтобы проанализировать результат и количественно оценить влияние на реконструкцию объема.

В нашем анализе влияния различных частей цепочки трансформации мы обнаружили, что ошибка, возникающая из-за системы слежения, выше указанной статической ошибки в зависимости от относительной ориентации инструментов, установленных на датчике и фантоме, соответственно. .Ошибка трекера является основным вкладом в общий TRE и вряд ли может быть сведена к минимуму с помощью оптимально установленных инструментов из-за ограничений в реальном сценарии вмешательства.

Измеренная погрешность разрешения УЗИ аналогична погрешности, указанной производителем. При использовании методов калибровки УЗИ, которые сосредоточены на осевом определении целей, более высокая боковая ошибка может иметь второстепенное значение для самой калибровки УЗИ. Тем не менее, общая величина TRE по-прежнему равна величине боковой ошибки.

Для калибровки в США мы обнаружили, что влияние на общий TRE было намного меньше теоретической верхней границы, тогда как для регистрации в США и США ошибка повлияла на общий TRE в величине, аналогичной его теоретической верхней границе.

В этом исследовании было применено жесткое преобразование для выполнения задачи регистрации: испытания на твердом теле продемонстрировали, что 3D режим свободной руки и режим 3D воблер могут выполнять интрамодальные 3D-US / 3D-US оформление точно.Однако тесты на деформируемых объектах, таких как простаты, показали более высокую погрешность из-за деформации, как и ожидалось. Регистрация 3D-3D / США-США с помощью режима 3D воблера на жестком фантоме в форме яйца (Таблица 4) показала среднюю ошибку регистрации 0,82 ± 0,44 мм, что ниже средней ошибки 2,67 ± 1,46 мм, полученной из регистрации случаев простаты (Таблица 5). Тем не менее, жесткая регистрация обеспечивает хорошее начальное выравнивание для последующей деформируемой регистрации [8]. Другой потенциальный источник ошибки был предоставлен OTS: поскольку некоторые ориентации сканирования могут поставить под угрозу отслеживание положения преобразователя относительно исходного координатного пространства, все инструменты отслеживания должны быть четко видны камере.

5 Заключение

В этой работе мы сравнили два режима 3D-УЗИ, чтобы определить наиболее подходящий для 3D-3D УЗИ-регистрации простаты. Оба метода 3D показали сопоставимые результаты в отношении ошибок локализации и регистрации с фантомными данными. Наш напечатанный на 3D-принтере фантом продемонстрировал высокую способность к быстрой и точной 3D-калибровке, в то время как простой метод калибровки указателя оказался лучше для 2D-калибровки. Испытания жестких и деформируемых тел показали, как искажение изображения, поперечное разрешение, артефакты движения и деформации, вместе с возможностями пользователя, влияют на задачу регистрации 3D-3D.Результаты показывают различное влияние каждого компонента цепочки на окончательную ошибку регистрации, что может быть использовано в целях оптимизации. Результаты показали, что режим 3D воблера является более приемлемым решением для ограничения этих источников ошибок, чем режим 3D произвольной формы .

Благодарности

Работа поддержана проектом ИТН 764458.

Ссылки

1. 1. Мозаффари Мохаммад Хамед, Ли Вон-Сук Произвольная трехмерная ультразвуковая визуализация: систематический обзор Med Image Anal.2017; 43 (10): 2099–2124.
2. 2. Фенстер А., Дауни Д. и Кардинал Н. Трехмерная ультразвуковая визуализация. Физика в медицине и биологии. 2001; 46 (R67).
3. 3. Прагер Р., Иджаз У., Джи А. и Трис Г. Трехмерное ультразвуковое изображение. Proc. института инженеров-механиков. 2010. 224: 193–223.
4. 4. Дуглас Брюс Р. Шарбоно Уильям, Ридинг. Карл К. УЛЬТРАЗВУКОВОЕ ВМЕШАТЕЛЬСТВО: Расширяя горизонты. Радиологические клиники Северной Америки.2001. 39 (2): 415–428. pmid: 11506085
5. 5. Каар М., Фигл М., Хоффманн Р., Биркфеллнер В., Сток М., Георг Д., Голднер Г. и Хаммель Дж. Автоматическая система выравнивания пациента с использованием трехмерного ультразвука. Med Phys. 2013. 40 (4): 41714–1–7.
6. 6. Fontanarosa et al. Обзор управления ультразвуковым изображением при дистанционной лучевой терапии: I. Планирование лечения и управление межфракционными движениями. Phys. Med. Биол. 2015; 60.
7. 7. Лагеря Саския М., Фонтанароса Давиде, де С Питером Х. Н., Верхаген Франк и Ваннест Бен Г. Л. Использование ультразвуковой визуализации в процессе лучевой терапии с использованием внешнего луча у пациентов с раком простаты. BioMed Research International. 2018. pmid: 29619375
8. 8. Зеттиниг О., Шах А., Хеннерспергер К., Эйбер М., Кролл К., Кюублер Х. и др. Мультимодальная биопсия предстательной железы под контролем изображений, основанная на автоматической деформируемой регистрации. Int J CARS 10: 1997. 2015
9. 9. Мерсье Л.и Ланг Т., Линдсет Ф. и Коллинз Д. Л. Обзор методов калибровки для произвольных трехмерных ультразвуковых систем. Ультразвук Med Biol. 2005. 31 (4): 449–471. pmid: 15831324
10. 10. П. Р. Детмер и Башейн Г., Ходжес Т. и Бич К. В., Филер Э. П. и Бернс Д. Х. и др. Локализация трехмерных ультразвуковых изображений на основе отслеживания магнитной сканирующей головки: калибровка и проверка in vitro. Ultrasound Med Biol. 1994. 20 (9): 923–936.
11. 11. Хуан Цзиньпин, Цзэн З.Обзор технологии трехмерной ультразвуковой визуализации в реальном времени. Biomed Res Int. 2017.
12. 12. Тиесян Вэнь и Лин Ли, Цинсонг Чжу, Вэньцзянь Цинь, Цзя Гу и Фэн и др. Реконструкция регрессии ядра с ускорением на GPU для произвольной трехмерной ультразвуковой визуализации. Ультразвуковая визуализация. 2017; 39 (4): 240–259.
13. 13. Джи А., Прагер Р., Трис Г., Берман Л. Разработка ручной трехмерной ультразвуковой системы. Pattern Recogn Lett. 2003; 24: 757–777
14. 14. Комо Р.М., Садикот А.Ф., Фенстер А., Петерс TM.Интраоперационное ультразвуковое исследование для контроля и коррекции сдвига тканей в нейрохирургии под визуальным контролем. Med. Phys. 2000. 27 (4): 787–800. pmid: 10798702
15. 15. Аарон Фенстер, Джефф Бакс, Хамид Нешат, Нирмал Какани, Чезаре Романьоли. Трехмерная ультразвуковая визуализация в вмешательстве под визуальным контролем Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2014.
16. 16. Северная цифровая промышленность. https://www.ndigital.com/medical/products/polarisfamily/
17. 17. Носорог. https: // www.rhino3d.com/
18. 18. Лассо А., Хеффтер Т., Рэнкин А., Пинтер К., Унги Т. и Фихтингер Г. ПЛЮС: Набор инструментов с открытым исходным кодом для систем вмешательства с ультразвуковым контролем. IEEE Transactions по биомедицинской инженерии. 2014. 61 (10): 2527–2537.
19. 19. Федоров А., Бейхель Р., Калпати-Крамер Дж., Финет Дж., Филлион-Робин Дж. К., Пуйоль С. и др. 3D-слайсер как платформа обработки изображений для сети количественной обработки изображений. Магнитно-резонансная томография. 2012. 30 (9): 1323–41. pmid: 22770690
20. 20.Hummel J, Figl M, Birkfellner W, Bax MR, Shahidi R, Maurer CR Jr и др. Оценка новой системы электромагнитного слежения с использованием стандартизированного протокола оценки. Phys Med Biol. 2006. 21 (10): 205–10
21. 21. Хорн Б. Решение абсолютной ориентации в замкнутой форме с использованием единичных кватернионов. Журнал Оптического общества Америки. 1987. 4 (6): 629–642.
22. 22. Хорауд Раду, Дорнаика Фади. Ручная калибровка. Международный журнал исследований робототехники, SAGE Publications.1995. 14 (3): 195–210.
23. 23. Цай Р. Ю., Ленц Р. К. Новый метод полностью автономной и эффективной трехмерной калибровки руки / глаза робототехники. IEEE Transactions по робототехнике и автоматизации. 1989. 5 (3): 345–358.
24. 24. Шлоссер Джеффри, Кирмизибайрак Джан, Шамдасани Виджай, Мец Стив и Христов Димитр Автоматическая трехмерная ультразвуковая калибровка для управляемой по изображениям терапии с использованием интрамодальной регистрации изображений Физика в медицине и биологии. 2013; 58 (21) pmid: 24099806
25. 25.Парк Ф., Мартин Б. Калибровка датчика робота: решение AX = XB на евклидовой группе. Radiol Clin North Am. 1994. 10 (5): 717–721.
26. 26. Лян Жун-хуа, Мао Цзянь-фэй. Калибровка вручную с помощью нового алгоритма линейного разложения. Журнал Zhejiang University-SCIENCE A. 2008; 9 (10): 1363–1368.
27. 27. CIRS — ATS Laboratories. https://www.cirsinc.com/products/ultrasound/atsurethane/3d-calibration-phantom/.
28. 28. Матс Фагерквист, Вивек Сетхи, Эли Скайттерен и Андерс Оден. Повторяемость внутри наблюдателя при оценке объема мочевого пузыря плода с помощью методов компьютерного анализа виртуального органа и суммы цилиндров: пилотное ультразвуковое исследование.2017; 156-165 (3) –35.
29. 29. Uittenbogaard L.B., Haak C.M., Peters R.J.H., vanCouwelaar G.M. и Van Vugt J.M.G. Валидация измерений объема для эхокардиографии плода с использованием четырехмерной ультразвуковой визуализации и пространственно-временной корреляции изображений. Ультразвуковой акушерский гинеколь. 2010. 35 (4): 324–331. pmid: 20084644
30. 30. Пол Виола, Уильям М. Уэллс III. Международный журнал компьютерного зрения. Радиологические клиники Северной Америки. 1997. 24 (2): 137–154.
31. 31. Hoffmann R., Kaar M., Amon Bathia, Amar Bathia, Lampret A., Birkfellner W. и др. Система навигации для гибких эндоскопов с использованием трехмерного УЗИ брюшной полости. Физика в медицине и биологии. 2014; 59.
32. 32. Фигл Майкл, Карр Маркус, Хоффман Райнер, Кратохвиль Альфред и Хаммель Йоханн. Перспектива анализа ошибок для систем выравнивания пациентов. Int J CARS. 2013; 8: 849–856.
33. 33. Фитцпатрик JM, West JB, Maurer CR Jr.Прогнозирование ошибки в точечной регистрации твердого тела. IEEE Trans Med Imaging. 1998; 17 (9).
34. 34. Вэньбо Лю и Хуэй Дин, Хунъян Хан и Цинхуа Сюэ, Чжаохуэй Сун и Гуанчжи Ван Исследование ошибки реперной локализации изображения при точечной регистрации. IEEE EMBS. 2009.
35. 35. Чен Томас Куйран, Терстон Адриан Д., Могари Мехди Х., Эллис Рэнди Э., Аболмаэсуми Пуранг Система ультразвуковой калибровки в реальном времени с автоматическим контролем точности и включением толщины ультразвукового сечения.Труды SPIE — Международного общества оптической инженерии. 2008; 6918
36. 36. Оноги Шинья, Фан Туан Хунг, Мотидзуки Такаши, Масуда Коджи. Автоматическое доплеровское слияние трехмерного ультразвука с использованием точечной регистрации общих точек бифуркации Продвинутая биомедицинская инженерия. 2015; 4: 27–34
37. 37. Васконселос Франциско, Пиблс Дональд, Урселин Себастьян, Стоянов Данаил. Пространственная калибровка 2D / 3D ультразвука с использованием отслеживаемой иглы.Int J Comput Assist Radiol Surg. 2016; 11: 1091–1099 pmid: 27059023
38. 38. Сюй По-Вэй, Прагер Ричард В., Джи Эндрю Х. и Трис Грэм М. Ультразвуковая 3D-калибровка от руки: обзор. Продвинутая визуализация в биологии и медицине. Шпрингер, Берлин, Гейдельберг. 2009.

3D УЗИ в Бирмингеме — Ультразвук 4D, Маунтин-Брук, Алабама

4D Mommies предлагает будущим родителям незабываемые впечатления: увидеть своего будущего ребенка вживую. 3D Ultrasound и 4D Ultrasound motion.Наша студия 3D-ультразвука предлагает вам комфортную атмосферу, в которой ваши близкие могут поделиться, когда вы станете свидетелем первых потягиваний, зевков и улыбок на нашем телевизоре с 55-дюймовым экраном. Мы используем те же безопасные ультразвуковые аппараты и методы, что и в кабинете вашего врача, и наши высококвалифицированные специалисты могут даже определить пол вашего ребенка примерно через 15 недель или записать сердцебиение вашего ребенка в приятный подарок на память о животных, который будет храниться вечно.

См. Наши цены и пакеты >>

---

---

Различия между УЗИ 2D, УЗИ 3D и УЗИ 4D

УЗИ 2D — это стандартное черно-белое ультразвуковое изображение, которое вы обычно получаете на приеме у врача. УЗИ 3D изображений показывают гораздо более подробную информацию о чертах лица ребенка. 4D УЗИ показывает движения в утробе вашего ребенка.

---

Мы находимся в Бирмингеме!

Наш офис в Маунтин-Брук, штат Алабама, расположен в офисном парке рядом с домом 280, и открыт по понедельникам, а также с четверга по субботу по предварительной записи.

---

Мобильные 3D УЗИ по выходным!

4D Mommies также упаковывает нашу портативную машину 3D / 4D, чтобы путешествовать по разным городам на мобильных выходных.Там мы проводим раннее определение пола, а также 3D / 4D УЗИ в нашей переносной палатке. Присоединяйтесь к нашим мобильным выходным 4D Mommies в близлежащих городах! Не забудьте подписаться на нас в Facebook и Instagram, чтобы получать объявления о местах и ​​датах или звонить / отправлять текстовые сообщения, чтобы узнать, когда мы будем в ближайшем к вам городе!

См. Мобильные выходные >>

---

Новое онлайн-планирование!

Для вашего удобства при составлении расписания у нас есть несколько способов записи на прием. Запишитесь онлайн через нашу форму запроса на прием, отправив нам желаемое время, день и место, и получите ответ по электронной почте, чтобы назначить встречу.С нами можно связаться по телефону или текстовому телефону 205-326-BABY; или просто напишите нам через Facebook, чтобы записаться на прием на незабываемые моменты.

---

УЗИ | 3D УЗИ | Специалисты по визуализации в Глендейле

Что такое ультразвук?

Ультразвук — это медицинское обследование, при котором используются высокочастотные звуковые волны для создания движущихся изображений ваших внутренних органов. Волны излучаются специальным инструментом, называемым датчиком, который прикладывается к вашей коже. Когда звуковые волны отражаются от ваших костей и органов, они записываются датчиком и передаются на компьютер, где преобразуются в медицинские изображения.

Что такое 3D УЗИ?

3D-ультразвуковое исследование создает трехмерное изображение вашего ребенка. Технология берет несколько 2D-ультразвуков под разными углами вокруг вашего живота, а затем объединяет их в компрессоре, чтобы сформировать 3D-модель. 3D-УЗИ не только предоставляют врачам важную информацию о здоровье вашего ребенка, но и позволяют родителям впервые взглянуть на лицо своего ребенка. Если вы хотите записаться на 3D-УЗИ в Глендейл, посетите нашу страницу записи на прием.

Когда используется ультразвук?

Ультразвук для мониторинга и диагностики широкого спектра заболеваний. Беременные женщины регулярно проходят УЗИ, чтобы оценить здоровье своего ребенка и проверить наличие аномалий во время беременности, но у них есть много других функций. Ультразвук можно использовать для оценки органов пациента, включая печень, почки, щитовидную железу, грудь и поджелудочную железу. Они используются для оценки опухолей, изучения структуры костей и для консультирования врачей во время интервенционных радиологических процедур, таких как ангиопластика или биопсия груди.

Что происходит во время УЗИ?

Когда вы приедете в ультразвуковой центр, вас проведут в кабинет для осмотра и попросят лечь. Поскольку датчик необходимо прикладывать непосредственно к вашей коже, вас могут попросить надеть медицинский халат во время обследования. Чтобы упростить перемещение датчика по коже, технолог нанесет тонкий слой геля на сканируемую область. Ультразвук может занять до часа, в зависимости от того, какой тип обследования будет проводиться.

Что происходит во время биопсии груди под ультразвуковым контролем?

Биопсия груди под контролем УЗИ используется для обнаружения опухолей внутри груди женщины и взятия небольшого образца для анализа. Перед началом обследования вас попросят лечь на смотровой стол, а радиолог применит немного местного анестетика, чтобы предотвратить дискомфорт. Как только эффект подействует, радиолог с помощью датчика определит местонахождение опухоли, а затем вставит иглу, ориентируясь по ультразвуковому изображению.Радиолог с помощью иглы удалит небольшую часть опухоли, а затем втянет ее. Небольшой маркер будет помещен на место биопсии на случай, если пациенту потребуется повторное обследование. Биопсия груди под контролем УЗИ занимает около часа. Патологоанатом, работающий с ультразвуковой клиникой, проанализирует образец ткани и свяжется с вами, чтобы сообщить результаты.

Каковы преимущества и риски ультразвукового исследования?

Ультразвук — это безболезненный и неинвазивный метод сканирования тканей тела, которые плохо видны на рентгеновском снимке.