基于平面波的高幀頻向量血流成像

周　密,周　浩,鄭音飛

(浙江大學 生物醫(yī)學工程教育部重點實驗室,浙江 杭州 310027)

?

基于平面波的高幀頻向量血流成像

周密,周浩,鄭音飛

(浙江大學 生物醫(yī)學工程教育部重點實驗室,浙江 杭州 310027)

摘要:針對傳統(tǒng)醫(yī)學超聲血流成像中成像幀頻低、檢測結果依賴于血流方向的問題,提出高幀率二維向量血流成像方法.該方法結合了平面波成像、多合成孔徑成像、二維自相關以及空間復合成像等技術.在接收模式下,采用左、右兩個子孔徑進行偏轉角度波束形成,獲得橫向與軸向的血流速度信息.向量血流成像方法的有效性經過了Field II仿真實驗、仿體實驗及在體實驗的驗證.仿真實驗表明：軸向血流速度的估計誤差約為0.035 m/s,估計方差約為0.001 3 m/s；橫向血流估計誤差約為0.08 m/s,標準差約為0.009 m/s；通過與近期發(fā)表的平面波向量血流成像方法進行對比,本文方法的橫向估計速率提高了0.02 m/s,軸向估計速率提高了0.003 m/s.通過沿不同角度多次發(fā)射平面波,采用復合成像技術,血流估計的穩(wěn)定性得到了極大的改善.

關鍵詞：向量血流成像；超聲平面波；偏角波束形成；空間復合成像

醫(yī)學超聲成像作為一種無創(chuàng)心血管疾病的診斷方式,已經廣泛應用于臨床[1-2].目前,醫(yī)學超聲診斷主要采用脈沖多普勒測量和彩色血流成像技術.這些方法的實用性已經得到了普遍認可,但仍存在某些局限性.其一,傳統(tǒng)的血流成像采用聚焦發(fā)射的方式進行成像,在該種模式下圖像的幀頻通常只有十幾到幾十幀.平面波成像通過發(fā)射平面波,采用平行接收回波的方式,大大提高了圖像的幀頻,通?？梢赃_到1 000～2 000 幀/s,利用該種成像技術能夠捕捉到聚焦模式下很難探測到的血液快速流動過程中產生的一些特殊現(xiàn)象,比如湍流和速度反向現(xiàn)象等.該技術已經應用于彈性成像[3]和血流成像[4]中.

另一個局限性表現(xiàn)在傳統(tǒng)的血流成像方式中,血流速度的估計取決于聲束與血流流向之間的夾角,只能估計到血流的在聲束方向的流速信息,而損失了血流的速度矢量信息.針對該缺陷,眾多研究人員提出向量血流成像技術,經過多年的研究發(fā)展,已經有不少的向量血流成像技術被提出來.研究方向主要包括以下2個方面.第一種方式采用追蹤血液散射子的運動,研究設計不依賴于聲束與血流流向之間的夾角的二維速度估計算子[5]；另一個研究方向是在傳統(tǒng)的一維多普勒技術的基礎之上,通過從不同的方向發(fā)射或者接收回波信號,從兩個方向估計血流速度,利用三角向量合成最終的血流向量.針對第二種方式,已經出現(xiàn)了很多不同的向量多普勒系統(tǒng),包括多個換能器發(fā)射超聲聲束和單個換能器發(fā)射聲束的系統(tǒng)[6-8],對于這些系統(tǒng)的詳細綜述參見文獻[9].

針對傳統(tǒng)聚焦血流成像技術的低幀頻、丟失血流流向信息等缺陷,本文提出一種平面波高速向量血流成像技術.該方法通過向目標組織中發(fā)射平面波,然后通過左、右兩個子孔徑從不同的方向進行接收波束形成,合成血流多普勒向量.為了驗證該方法的準確性與有效性,本文分別設計了仿真、仿體以及在體實驗,從不同的角度分析血流速率估計誤差與標準差,并在仿真實驗中與近期發(fā)表的平面波向量血流成像方法進行比較.最后利用該方法對健康成年人頸動脈進行成像,表達該方法的臨床價值.

1理論與方法

1.1平面波血流成像理論

(1)

(2)

(3)

式中：c為超聲速率,xi為接收陣元,xj為觀測點垂直對應的陣元,h為觀測點到換能器的垂直距離.總延時τ(xi,xj,h)可以表示為

(4)

圖1　向量血流成像示意圖Fig.1　Diagram for proposed vector flow imaging

1.2平面波向量血流成像系統(tǒng)與向量合成理論

平面波向量血流成像系統(tǒng)采用線陣探頭進行成像.該系統(tǒng)通過發(fā)射超聲平面波分別估計血流的軸向速度和橫向速度,從而獲取血流的運動向量.Ingvild等[10]提出以不同的發(fā)射偏轉角度連續(xù)發(fā)射-接收兩組超聲平面波進行血流向量合成的成像系統(tǒng).該系統(tǒng)假設相鄰兩束平面波發(fā)射間隔期間,血液散射子保持靜止,因此該系統(tǒng)成像過程中引入了不可避免的血流向量估計誤差.本文提出采用發(fā)射-接收一組超聲平面波進行血流向量合成的方法,理論上不僅可以減小血流向量的估計誤差,而且將成像幀頻提高了1倍.

(5)

(6)

為了便于推導,假設θ=θrL=θrR.通過幾何關系分析與正、余弦公式,由式(5)、(6)可得

(7)

可以得到觀測目標的橫向速度vx以及軸向速度vz,表達式如下：

(8)

(9)

1.3復合血流向量成像理論

圖2　基于本文方法的復合向量血流成像原理Fig.2　Diagram of compound vector flow imaging using proposed method

(10)

2實驗分析

2.1仿真實驗

仿真實驗用于定量分析本文方法的有效性與準確性.目前為止,國際上該領域在評價血流速度和散射子的運動方向方面基本上均利用仿真實驗的方法進行定量分析研究,因此本文采用該方法.仿真實驗使用FieldII程序[13],仿真換能器與血管建模的參數(shù)見表1.速度向量估計誤差及標準差用于性能評價.在仿真過程中,采用圓柱形血管模型,血管的長度為40mm,半徑為8mm,血管與z軸的夾角為72°.血管中心距離換能器的距離為40mm.所有的血液散射子按照均勻分布于血管內部,散射子的速度v呈拋物線剖面分布：

.

圖3　血管建模示意圖Fig.3　Diagram of vessel for simulation

平面波血流向量估計仿真開展3組實驗.第1組用于論證偏轉角度波束形成中,偏轉角度對于速度向量估計的影響；第2組用于驗證子孔徑對速度向量估計的影響；第3組實驗為復合平面波血流向量估計實驗,目的是研究發(fā)射平面波個數(shù)對血流速度矢量估計的影響.在第1組實驗中,將波束形成的偏轉角度設置為10.8°、14.4°、17.6°以及20.8°,在該組實驗中,將本文方法與Ingvild等[10]提出的方法進行性能對比.在第2組實驗中,子孔徑分別為48、64、80、96、112以及128.由于Ingvild等提出的方法與孔徑無關,不進行對比實驗.參數(shù)設置的依據(jù)是當偏轉角度過大或過小以及子孔徑太小會使向量合成的區(qū)域太小,不利于實驗分析.在復合平面波向量血流估計仿真實驗中,分別采用1、3、5、7、9、11個發(fā)射平面波,發(fā)射偏角設置為-12.5°～12.5°.使用本文方法獲取的x、z方向血流速度估計結果分別表示為vx1和vz1；而采用文獻[10]中的方法獲取的x、z方向血流速度估計結果分別表示為vx2和vz2.

(11)

(12)

2.2仿體與在體實驗

為了驗證該方法的實用性,設計仿體實驗與在體實驗.仿體實驗采用標準化的多普勒仿體(ATS523A,ATSLaboratoriesInc.,Bridgeport,CT),它帶有一個直徑為8mm的管道,并且通過泵來調節(jié)血液模擬液(Shellymedicalimagingtechnologies,London,Ontario,USA)的循環(huán)速度；在體實驗數(shù)據(jù)源于健康成年人的頸動脈.實驗中使用的數(shù)據(jù)采集設備為可編程超聲成像系統(tǒng)SonixTouch(UltrasonixMedicalCorporation,Canada)和多通道回波采集工具(SonixDAQ)[15].采集到的所有數(shù)據(jù)轉移到PC上進行MATLAB編程離線處理.硬件PC的基本配置參數(shù)為：CPU(IntelCorei3-3240)、內存(4GB).軟件平臺：MATLABR2012a.在實驗中,采用5個以脈沖重復時間為10kHz、發(fā)射孔徑相等但發(fā)射偏角不同連續(xù)發(fā)射的平面波.回波波束形成的孔徑和偏角分別為128和17.6°；壁濾波采用64階FIR濾波器,用于濾波的慢時(slow-time)數(shù)據(jù)數(shù)目為114.

3結果與討論

3.1仿真實驗結果

圖4　不同子孔徑下,本文方法的向量血流估計誤差與標準差曲線 Fig.4　Bias and standard variance of proposed vector imaging with different size of subaperture

如圖4所示,給出在不同接收波束形成子孔徑Ne的情況下,提出的向量血流成像方法對橫向速率與軸向速率的估計誤差與標準差曲線圖.可以發(fā)現(xiàn),隨著波束形成孔徑的改變,軸向速率與橫向速率估計誤差的變化幅度非常小.橫向速率估計誤差保持在0.080m/s左右,估計標準差約為0.009m/s；軸向速率誤差約為0.035m/s,估計標準差約為0.001 3m/s.在實際應用中,無需考慮該參數(shù)對速度矢量估計的影響,可以根據(jù)實際場景調節(jié)孔徑以獲得最佳視場.

圖5　不同波束形成偏角下,向量血流估計誤差與標準差曲線圖Fig.5　Bias and standard variance of proposed vector imaging with different steering angles

本文提出的向量血流成像方法及Ingvild等[10]提出的向量血流成像方法的波束形成偏轉角度對血流向量估計性能都有一定的影響.如圖5所示為這兩種方法在不同的波束形成偏轉角度的情況下,血流向量的橫向分量及軸向分量的估計誤差、標準差曲線圖.分析圖5(a)可以發(fā)現(xiàn),橫向速率的估計誤差隨著波束形成偏角的增大而逐漸增大,軸向速率估計誤差對波束形成偏角的變化不敏感,基本維持在0.035m/s左右.從圖5(b)可以看出,橫向速率估計標準差隨著波束形成偏角的增大呈現(xiàn)相反的趨勢,軸向速率估計標準差基本保持在0.001 3m/s.在選擇波束形成偏角的時候,需要在估計誤差與穩(wěn)定性之間進行權衡.此外,與Ingvild等[10]的方法相比,本文方法的橫向速率估計誤差平均降低0.02m/s,軸向估計誤差平均下降0.003m/s；橫向估計標準差高出0.002m/s,軸向估計標準差基本一致.采用本文方法明顯提高了血流向量的估計精度,但穩(wěn)定性的變化很小.

如圖6所示為在波束形成孔徑為128、波束形成偏角為17.6°的情形下,仿體實驗中血流速度的z軸方向分量與x軸方向分量的估計曲線.圖6的血流速度估計曲線由圖3中的3條虛線處的速率進行平均處理后描繪得到的.由圖6可知,這兩種方法的血流向量估計誤差主要出現(xiàn)在速度大的區(qū)域；在靠近管壁的低速區(qū)域,軸向速率與橫向速率的估計誤差非常小.Ingvild等[10]提出的方法的橫向速率估計值大于理論值,平均約高出0.10m/s,軸向速率平均低于理論值0.034m/s；本文方法的橫向速率估計值平均低于理論值0.080m/s,軸向速率估計值平均低于理論值0.032m/s.如圖7所示分別為本文方法與Ingvild等的方法的成像結果示意圖.圖7是由B型組織圖像、彩色血流編碼圖像以及血流速度矢量圖疊加而成的圖像.

圖6　血流的橫向速率與軸向速率剖面曲線Fig.6　Profile of transverse and axial velocity respectively

圖7　向量血流的仿真實驗結果Fig.7　Simulations results of proposed and Ingvild’s method

為了抑制平面波引起的信號高旁瓣,提高血流向量估計的準確性與穩(wěn)定性,進行多平面波發(fā)射的復合成像.圖8給出當發(fā)射平面波個數(shù)Na分別為1、3、5、7、9、11時,橫向分量與軸向分量的誤差與標準差.由圖8(a)可知,當采用復合成像技術進行向量血流成像時,隨著參與復合成像的平面波個數(shù)的增加,橫向估計誤差與軸向估計誤差均有減小,但是變化都十分微小.從圖8(b)可以發(fā)現(xiàn),發(fā)射平面波的個數(shù)與橫向速率估計標準差之間呈負相關,軸向分量基本不受復合成像技術的影響,與發(fā)射波束的個數(shù)無關.實驗表明,采用復合成像技術能夠顯著提高平面波向量血流成像的穩(wěn)定性.

圖8　本文方法在不同發(fā)射平面波個數(shù)下血流速率估計的誤差與方差Fig.8　Bias and standard variance of estimated velocity with different number of steering angles

圖9　采用本文方法獲取的ATS 523A多普勒仿體速度向量成像結果Fig.9　Vector imaging result of ATS 523A Doppler phantom using proposed method

圖10　采用本文方法獲取的健康成年人頸動脈血流向量成像結果Fig.10　Vivo experiments results in different cardiac cycles

3.2仿體與在體實驗結果

圖9給出仿體實驗成像效果圖.理論上,仿體中流體速率分布均勻,中心速率最大,每條估計軸線上的速率分布呈現(xiàn)剖物線,實驗結果與理論預測基本一致,說明本文方法對實際流體進行速度向量成像是十分有效的.圖9中邊緣出現(xiàn)速度反向的矢量,這是因為實驗過程中管壁上附著有氣泡,導致了管壁周圍的散射子的不規(guī)則流動.

在體實驗中,利用本文提出的向量血流成像方法對健康成年人的頸動脈進行成像.在實驗過程中,采集5個完整心動周期的超聲回波數(shù)據(jù),進行一系列信號處理后,最終得到血流向量圖像,成像幀頻為2kHz(脈沖重復頻率為10kHz).如圖10所示分別為血液平流、動脈血管進行搏動時的兩幅編碼圖像以及多普勒圖像.生理上,在血液平流期間,血流流速穩(wěn)定,速度分布均勻,理論上每條垂直線上的速率分布呈現(xiàn)拋物線；在動脈舒張期間,血管壁擴張,前期速率減小,后期速率增大；在動脈收縮期間,血管壁收縮,前期速率增大,后期逐漸減小.如圖10(a)所示為頸動脈平流期間(對應圖10(c)中a點的位置)的向量圖像,與理論基本保持一致；如圖10(b)所示為頸動脈收縮初期(對應圖10(c)中b點的位置)的血流向量圖像,可知,動脈中心的血液速率迅速增大,管壁周圍的血流速度幾乎為零(上管壁由于探頭擠壓,未出現(xiàn)該現(xiàn)象),與動脈血流的生理特性表現(xiàn)一致.由此表明,本文的向量血流成像方法具有應用前景.

4結語

本文提出新型的高幀頻平面波向量血流成像方法.該方法結合平面波成像技術、多合成孔徑成像技術、二維自相關技術以及復合平面波成像技術.該方法通過平面波成像解決了傳統(tǒng)血流成像中低幀頻的缺陷；提出的新型向量血流成像方法彌補了傳統(tǒng)彩色編碼血流成像中只能體現(xiàn)出血流的橫向速度信息的不足.為了驗證本文方法的準確性與實用性,分別設計了仿真實驗、仿體實驗以及在體實驗.在仿真實驗中,通過與近期發(fā)表的平面波向量血流成像方法進行比較,本文方法的橫向估計精度提高了0.02m/s,軸向估計精度提高了0.003m/s.通過仿體與在體實驗,進一步驗證了本文提出的向量血流成像方法的應用前景.下一步可以考慮將平面波血流成像手段應用于臨床實驗,為心血管病變的精準診斷提供更豐富的評價信息.隨著平面波超聲技術的不斷發(fā)展成熟,平面波高幀頻向量血流成像系統(tǒng)將成為臨床心血管疾病診斷的重要手段.

參考文獻(References):[1] DONNAN G A, FISHER M, MACLEOD M, et al. Stroke [J]. The Lancet, 2008, 371(9624): 1612-1623．

[2]GERHARDMR,MICHAELWG,NATANM,etal.Gradingcarotidstenosisusingultrasonicmethods[J].Stroke, 2012, 43: 916-921．

[3]GABRIELM,MICKAELT,JEREMYB.Coherentplane-wavecompoundingforveryhighframerateultrasonographyandtransientelastography[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2009, 56(3): 489-506．

[4]EREMYB,GABRIELM,THANASISL.UltrafastcompoundDopplerimaging:providingfullbloodflowcharacterization[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2011, 58(1): 134-147．[5]JENSENJA.Anewestimatorforvectorvelocityestimation[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2001, 48(4): 886-893．[6]SWILLENSA,SEGERSP,TROPH,etal.Two-dimensionalbloodvelocityestimationwithultrasound:speckletrackingversuscrossed-beamvectordopplerbasedonflowsimulationsinacarotidbifurcationmodel[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2010, 57(2): 327-339．

[7]AZARRZ,GOKSELO,SALCUDEANSE.Comparisonbetween2-Dcrosscorrelationwith2-Dsub-samplingand2-Dtrackingusingbeamsteering[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2011, 58(8): 1534-1537．

[8]HansenHHG,LOPATARGP,IDZENGAT,etal.Full2Ddisplacementvectorandstraintensorestimationforsuperficialtissueusingbeam-steeredultrasoundimaging[J].PhysicsinMedicineandBiology, 2010, 55(11): 3201-3212．

[9]DUNMIREB,BEACHKW,LABSKH,etal.Cross-beamvectorDopplerultrasoundforangle-independentvelocitymeasurements[J].UltrasoundinMedicalandBiology, 2000, 26(8): 1213-1235.

[10]INGVILDKE,ABIGAILS,PATRICKS,etal.Simultaneousquantificationofflowandtissuevelocitybasedonmulti-angleplanewaveimaging[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2013, 60(4): 727-738．

[11]ZHOUH,ZHENGYF.Anefficientquadraturedemodulatorformedicalultrasoundimaging[J].FrontiersofInformationTechnologyandElectronicEngineering, 2015, 16(4): 301-310．

[12]LOUPAST,POWERSJT.Anaxialvelocityestimatorforultrasoundbloodflowimaging,basedonafullevaluationofthedopplerequationbymeansofatwo-dimensionalautocorrelationapproach[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 1995, 42(4): 672-688．

[13]JENSENJA,SVENDSENNB.Calculationofpressurefieldsfromarbitrarilyshaped,apodized,andexcitedultrasoundtransducers[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 1992, 39(2): 262-267．

[14]JESPERU,FREDRIKG,KRISTOFFERLH,etal.Highframe-ratebloodvectorvelocityimagingusingplanewaves:simulationsandpreliminaryexperiments[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2008, 55(8): 1729-1743．

[15]CHEUNGCCP,YUACH,SALIMIN,etal.Multi-channelpre-beamformeddataacquisitionsystemforresearchonadvancedultrasoundimagingmethods[J].IEEETransactionsonUltrasonics,Ferroelectrics,andFrequencyControl, 2012, 2(59): 243-253．

收稿日期：2015-06-28.浙江大學學報(工學版)網址： www.journals.zju.edu.cn/eng

基金項目：中央高?；究蒲袠I(yè)務費專項資金資助項目(2015FZA5019, 2016FZA5015).

作者簡介：周密(1992-),碩士生，從事醫(yī)學超聲成像技術研究. ORCID:0000-0002-3986-520X. 通信聯(lián)系人：鄭音飛，男，副教授. ORCID:0000-0001-6837-2634. E-mail:zyfnjupt@126.com

DOI:10.3785/j.issn.1008-973X.2016.07.026

中圖分類號：TN 98; R 445

文獻標志碼：A

文章編號：1008-973X(2016)07-1410-08

Highframe-ratebloodvectorvelocityimagingusingplane-waveultrasound

ZHOUMi,ZHOUHao,ZHENGYin-fei

(Key Laboratory for Biomedical Engineering of Ministry of Education, Zhejiang University, Hangzhou 310027, China)

Abstract:A high frame-rate two-dimensional vector flow imaging method was proposed to overcome the low frame-rate and the angle-dependency problems in traditional medical ultrasound flow imaging. The proposed method combined the plane wave imaging, multi-synthetic aperture, two-dimensional auto-correlation and spatial compound. The steered beamforming was performed only during receiving on two independent subapertures, left and right, respectively. Lateral and axial flow velocity components were obtained. The effectiveness of the method was verified by the Field II simulation, in vitro and in vivo experiments. Simulation results showed that the bias of axial velocity estimation was around 0.035 m/s and the standard variance was about 0.001 3 m/s. The bias and the standard variance of lateral estimates were about 0.08 m/s and 0.009 m/s, respectively. The bias of lateral velocity estimate increased by 0.02 m/s and the bias of axial velocity estimate increased by 0.003 m/s compared with the recent published method. The stability of the estimate was improved by tilting the emitting plane wave for each plane-wave transmission and spatial compounding．

Key words:vector flow imaging; ultrasound plane wave; steered beamforming; spatial compound imaging