Hình siêu âm thang xám B-mode là công cụ quan trọng trong khảo sát lâm sàng các cấu
trúc nội tại của mô. Các giá trị điểm ảnh
thang
xám của hình B-mode chỉ ra độ mạnh của echoes backscattered [siêu âm tán xạ ngược] do các thay đổi đột ngột trong trở kháng âm của mô. Bởi vì cường độ
B-scan phụ thuộc vào nhiều yếu tố, chẳng hạn như tín hiệu và xử lý ảnh, hệ
thống cài đặt và hoạt động người sử dụng [1], [2],
[3], siêu âm B-scan chỉ cung cấp mô tả chủ yếu định tính về hình thái học, mà không định lượng thuộc
tính mô.
Nhiều nhà nghiên cứu nỗ lực phát
triển các kỹ thuật tạo hình siêu
âm chức năng nhằm cải thiện nhiều hạn chế của B-scan trong chẩn đoán lâm sàng.
Trong số đó, phân tích các tín hiệu siêu âm thô tần số vô tuyến (RF) tán
xạ ngược trở về từ mô [raw
ultrasound backscattered radio-frequency (RF) signals ] là một cách tiếp cận dễ dàng và hiệu quả trong khảo sát mô [tissue
characterization]. Dữ liệu siêu âm RF đã được chứng tỏ là thông tin có giá trị vốn phụ thuộc vào hình dạng, kích thước, mật độ, và
các đặc tính khác của tán xạ [scatterers] trong một loại mô [4], [5], [6]. Dựa trên
ngẫu nhiên của siêu âm tán xạ ngược, phân bố thống kê toán học có thể được áp dụng cho mẫu dạng hàm mật độ xác
suất (pdf, probability
density function) của siêu âm tán
xạ ngược để đánh giá các thuộc tính
của scatterers trong mô.
Các mô hình [model]
Nakagami ban đầu được đề xuất để mô tả các thống kê của radar echoes [12] sau đó được
áp dụng cho các phân tích thống kê của tín hiệu tán xạ ngược backscattered [13], [14], [15], [16]
và thu hút sự chú ý của các nhà nghiên cứu. Phân phối Nakagami rất phù hợp với
backscattered pdf và với các
tham số Nakagami tương ứng mà chúng biến thiên với thống kê backscattered [15]. So với phân bố non-Rayleigh khác,
phân phối Nakagami có ít tính toán phức tạp và có thể mô tả tất cả các điều
kiện tán xạ trong siêu âm y khoa, gồm phân bố pre-Rayleigh,
Rayleigh, và post-Rayleigh.
Tham số Nakagami đã được chứng minh
phân biệt tốt nhiều
thuộc tính tán xạ khác nhau [17], [18], [19].
Các nghiên cứu gần đây liên quan
đến phương pháp tiếp cận Nakagami tập trung vào sự phát triển của tạo hình siêu âm Nakagami. Vắn tắt, tạo hình siêu âm Nakagami được thiết kế bằng cách sử dụng bản đồ tham số
Nakagami [Nakagami parametric
map].
Hình Nakagami cho phép bác sĩ và chuyên viên quang
tuyến xác định trực quan thuộc tính scatterer trong lâm sàng. Khái niệm của hình Nakagami có nguồn gốc
từ giáo sư Shankar [25] và một số nghiên cứu sơ bộ khác
[26], [27]. Dựa trên các nghiên cứu thí điểm, chúng tôi đề xuất tiêu chí chuẩn
để thiết kế tạo hình Nakagami bằng cách sử
dụng dữ liệu siêu âm RF [28], và xác nhận tính hữu dụng của nó trong khảo sát mô bằng thử nghiệm [29] và mô phỏng [30]. Trong 5 năm qua, một loạt các nghiên cứu thực hiện bởi các nhóm khác nhau, đã
chứng minh rằng tạo hình Nakagami cung cấp các liên quan với cách sắp xếp tán xạ và nồng độ
trong mô, bổ sung cho B-scan quy ước trong khảo sát đặc tính mô và chẩn đoán lâm sàng. Tạo hình Nakagami đã
được khảo sát trong phát hiện
đục thủy tinh thể [29], phân loại u vú
[31], [32], ước lượng dòng máu chảy
[33], đánh giá dây thanh [34], giám sát tổn thương do nhiệt gây ra [35], [36], đánh giá xơ hoá mô [37], [38], [39], và dự toán nhiệt độ [40].
Trước khi sử dụng tạo hình siêu âm Nakagami như một công cụ trong chẩn
đoán lâm sàng, vẫn còn một số thử thách cần phải
giải quyết. Một trong những vấn đề khó chịu là artifact. Có 2 loại artifacts xảy ra
trong tạo hình Nakagami. Loại đầu tiên là artifact do nhiểu ồn gây ra, được tạo ra do hiệu ứng nhiểu ồn trong vùng mô không sinh âm [anechoic]. Khu vực anechoic (ví dụ: nang)
không có scatterers; do đó, các tín
hiệu nhận là chỉ là nhiểu ồn, có
thể ngăn cản ước lượng tham số Nakagami và tạo bóng mờ (shade)
trong hình Nakagami. Gần đây, chúng tôi đã đề
xuất thuật toán hỗ trợ nhiểu ồn tương quan (NCA, noise-assisted correlation
algorithm) để giải quyết vấn đề của artifact
do nhiểu ồn gây ra [41], [42]. Loại artifact Nakagami thứ hai, hiệu ứng tham số mơ hồ [parameter ambiguity effect], liên quan đến ý nghĩa vật lý không rõ ràng của các tham số
Nakagami vì hiệu ứng phân kỳ chùm [beam
divergence effect]. Nhớ lại rằng tập trung bộ
biến tử đầu dò là điều kiện tiên quyết cho
tham số Nakagami để định lượng độ nhạy các biến
thiên trong số liệu thống kê tán xạ
ngược [backscattered]. Tuy nhiên, vì hiệu ứng tập trung bộ biến tử đầu dò
[transducer-focusing
effect] đồng thời đi kèm với hiệu ứng phân kỳ chùm, việc ước lượng tham số Nakagami gần với sự thống
nhất, không phân biệt mật độ tán xạ [density scatterers] cao - hoặc
thấp – trong mô. Hiện đang cố gắng
để phát triển tạo hình multifocus Nakagami để loại bỏ hiệu ứng tham số mơ
hồ này trong hình Nakagami.
_______________________________________________________
Ultrasound grayscale B-mode images are
important clinical tools for clinically examining the internal structures of
tissues. The grayscale pixel values of the B-mode image indicate the strengths
of echoes backscattered because of abrupt changes in the acoustic impedance of
tissues. Because the B-scan intensity is dependent on several factors, such as
signal and image processing, system settings, and user operations [1], [2], [3], the ultrasound B-scan only provides a
primarily qualitative description of the morphology, without quantifying tissue
properties.
Many researchers make efforts to
develop functional ultrasound imaging techniques to improve the limitations of
the B-scan in clinical diagnosis. Among all possibilities, analyzing the raw
ultrasound backscattered radio-frequency (RF) signals returned from tissues is
an easy and effective approach for tissue characterization. The ultrasound RF
data have been shown to contain valuable information that is dependent on the
shape, size, density, and other properties of the scatterers in a tissue [4], [5], [6]. Based on the randomness of ultrasonic
backscattering, mathematic statistical distributions can be applied to model
the shape of the probability density function (pdf) of the backscattered echoes
to evaluate the properties of scatterers in tissues.
Rayleigh distribution is the first
model used to describe the statistics of the ultrasound backscattered signals.
The pdf of the backscattered envelope follows Rayleigh distribution when the
resolution cell of the ultrasonic transducer contains a large number of
randomly distributed scatterers [7], [8]. However, it should be noted
that the scatterers in most biological tissues have numerous possible arrangements. If the resolution cell contains scatterers that have randomly varied scattering cross-sections with a comparatively high degree of variance, the envelope statistics are pre-Rayleigh distributions. If the resolution cell contains periodically located scatterers in addition to randomly distributed scatterers, the envelope statistics are post-Rayleigh distributions. This is the reason why non-Rayleigh statistical models, such as the Rician [8], K [9], homodyned K [10], and generalized K [11] models, were developed to encompass various backscattering conditions in biological tissues.
that the scatterers in most biological tissues have numerous possible arrangements. If the resolution cell contains scatterers that have randomly varied scattering cross-sections with a comparatively high degree of variance, the envelope statistics are pre-Rayleigh distributions. If the resolution cell contains periodically located scatterers in addition to randomly distributed scatterers, the envelope statistics are post-Rayleigh distributions. This is the reason why non-Rayleigh statistical models, such as the Rician [8], K [9], homodyned K [10], and generalized K [11] models, were developed to encompass various backscattering conditions in biological tissues.
The Nakagami model initially proposed
to describe the statistics of radar echoes [12]
was then applied to the statistical analysis of backscattered signals [13], [14], [15], [16] and attracted the attention of
researchers. The Nakagami distribution was highly consistent with the
backscattered pdf and with the corresponding Nakagami parameter varying with
the backscattered statistics [15].
Compared to other non-Rayleigh distributions, the Nakagami distribution has
less computational complexity and can describe all of the scattering conditions
in a medical ultrasound, including pre-Rayleigh, Rayleigh, and post-Rayleigh
distributions. The Nakagami parameter has been shown to perform well in
distinguishing various scatterer properties [17], [18], [19]. A number of Nakagami compounding
distributions, which involve the Nakagami-Gamma [20], [21], Nakagami-lognormal [22], Nakagami-inverse Gaussian [22],
Nakagami-generalized inverse Gaussian [23],
and Nakagami Markov random field models [24],
have also been developed to better fit the statistical distribution of
backscattered envelopes.
Recent studies related to the Nakagami
approach focus on the developments of ultrasound Nakagami imaging. In brief,
the ultrasound Nakagami image is constructed using the Nakagami parametric map.
The construction of the Nakagami image allows physicians and radiologists to
visually identify scatterer properties in clinical situations. The concept of
Nakagami imaging originated from Professor Shankar [25]
and certain other preliminary studies [26], [27]. Based on these pilot studies, we
proposed a standard criterion to construct a Nakagami image using the
ultrasound RF data [28],
and confirm its usefulness in tissue characterizations by using experiments [29] and simulations [30].
In the past five years, a series of studies conducted by different research
groups have demonstrated that the Nakagami image provides clues associated with
scatterer arrangements and concentrations in tissues, which complement the
conventional B-scan for tissue characterization and clinical diagnoses. The
Nakagami image has already been explored in a number of medical applications,
including cataract detection [29],
breast tumor classification [31], [32], blood flow estimation [33],
vocal fold characterization [34],
monitoring ultrasound-induced thermal lesions [35], [36], tissue fibrosis assessment [37], [38], [39], and temperature estimation [40].
Before using ultrasound Nakagami
imaging as a reliable tool to assist in clinical diagnosis, we still have some
challenging problems that need to be resolved. One of the annoying problems is
artifact. Two types of artifacts occur in the Nakagami image. The first type of
Nakagami artifact is the noise-induced artifact, generated because of the effects
of noise in an anechoic area of tissue. The anechoic area (e.g., cyst) has no
scatterers; therefore, its received signals are solely noise, which disrupt the
Nakagami parameter estimation to produce unreasonable shading in the Nakagami
image. Recently, we have proposed the noise-assisted correlation algorithm
(NCA) to resolve the problem of noise-induced artifacts [41], [42]. The second type of Nakagami artifact,
the parameter ambiguity effect, refers to ambiguity in the physical meaning of
the Nakagami parameter because of the beam divergence effect. Recall that
transducer focusing is the prerequisite for the Nakagami parameter to
sensitively quantify variations in backscattered statistics. However, because
the transducer-focusing effect simultaneously accompanies the beam divergence
effect, the estimation of the Nakagami parameter is close to unity,
irrespective of high- or low-density scatterers in tissue. Now we are trying to
develop multifocus Nakagami imaging to remove the parameter ambiguity effect in
the Nakagami image.
According to the current evidences,
ultrasound Nakagami imaging has great potential in clinical applications. In
particular, the Nakagami image requires only a standard pulse-echo system for
construction, and is therefore compatible with most clinical ultrasound
systems. In the future, the conventional B-mode image and the Nakagami image
may be combined in the same system platform for simultaneously describing the
tissue morphology and evaluating the scatterer properties.
Abstract
Previous
studies have demonstrated the usefulness of the Nakagami parameter in
characterizing breast tumors by ultrasound. However, physicians or radiologists
may need imaging tools in a clinical setting to visually identify the
properties of breast tumors. This study proposed the ultrasonic Nakagami image
to visualize the scatterer properties of breast tumors and then explored its
clinical performance in classifying benign and malignant tumors. Raw data of
ultrasonic backscattered signals were collected from 100 patients (50 benign
and 50 malignant cases) using a commercial ultrasound scanner with a
7.5 MHz linear array transducer. The backscattered signals were used to
form the B-scan and the Nakagami images of breast tumors. For each tumor, the
average Nakagami parameter was calculated from the pixel values in the
region-of-interest in the Nakagami image. The receiver operating characteristic
(ROC) curve was used to evaluate the clinical performance of the Nakagami
image. The results showed that the Nakagami image shadings in benign tumors
were different from those in malignant cases. The average Nakagami parameters
for benign and malignant tumors were 0.69 ± 0.12 and 0.55 ± 0.12, respectively.
This means that the backscattered signals received from malignant tumors tend
to be more pre-Rayleigh distributed than those from benign tumors,
corresponding to a more complex scatterer arrangement or composition. The ROC
analysis showed that the area under the ROC curve was 0.81 ± 0.04 and the
diagnostic accuracy was 82%, sensitivity was 92% and specificity was 72%. The
results showed that the Nakagami image is useful to distinguishing between
benign and malignant breast tumors.
