基于線陣超聲探頭多波束并行發(fā)射的頸動脈血流多點頻譜多普勒分析

高晗，何瓊，陳胤燃，羅建文

清華大學 醫(yī)學院 生物醫(yī)學工程系，北京 100084

引言

在全球范圍內(nèi)，心血管疾病是人類的主要死亡原因之一[1]。近年來，我國心血管疾病的發(fā)病人數(shù)也在持續(xù)增加[2]。在諸多心血管疾病中，動脈粥樣硬化所致的頸動脈狹窄多發(fā)于頸內(nèi)動脈，導致腦部供血異常[3-5]。目前，判斷頸內(nèi)動脈狹窄的常規(guī)手段是頸部B模式超聲檢測或者頻譜多普勒超聲檢測[3]。美國超聲醫(yī)師學會在2003年舊金山會議共識聲明中推薦了頸內(nèi)動脈狹窄的判斷標準，給出了頸動脈相關生理參數(shù)的臨床參考值，包括頸內(nèi)動脈（Internal Carotid Artery，ICA）與頸總動脈（Common Carotid Artery，CCA）的血流峰值流速（Peak Systolic Velocity，PSV）的比值，簡單表示為R值[4-5]。

傳統(tǒng)的脈沖多普勒技術一次只能選擇血管中的某一位置進行采樣，進而分析得到頻譜多普勒圖像。如果需要測量頸內(nèi)動脈與頸總動脈的血流峰值流速比值，通常需要二次測量，在觀察到頸總動脈后，沿頸總動脈長軸向上追蹤至頸動脈分叉處和頸內(nèi)動脈[4]；先后選取不同位置的采樣體積，分別測量頸總動脈和頸內(nèi)動脈的血流峰值流速。而脈沖多普勒的能量輸出較一般二維B模式成像的能量輸出高，進行快速的檢查有利于減少患者接受超聲輻射的時間[6]。先后分別測量頸總動脈和頸內(nèi)動脈的血流峰值流速，因為測得的峰值流速并不屬于同一個心動周期，成像截面也可能并不一致，所以可能引入一定的誤差。在超聲成像領域，借助超聲多波束并行發(fā)射技術（Multi-Line Transmission，MLT）有可能實現(xiàn)血管中多個位置的同時采樣分析，進而簡化操作流程，縮短檢查時間。

國際上，超聲多波束并行發(fā)射技術的研究主要集中在基于相控陣超聲探頭的心臟成像[7-9]，基于線陣超聲探頭的多波束并行發(fā)射技術的探究較少，而且也尚未用于頸動脈血流測量[10]。本文將基于線陣超聲探頭，實現(xiàn)多波束并行發(fā)射技術；進一步，同時獲得血管中多個采樣體積的頻譜多普勒圖像；為了驗證方法的可靠性，將把多波束并行發(fā)射的實驗結(jié)果同目前臨床廣泛使用的單波束發(fā)射以及近年來引起關注的平面波發(fā)射的實驗結(jié)果進行對比分析。

1.方法

1.1 脈沖多普勒技術

使用超聲探頭，發(fā)射超聲脈沖后，通過距離采樣門獲取某一深度采樣體積對應的超聲回波信號，采樣體積的大小和深度都可以通過距離選通門調(diào)節(jié)。持續(xù)發(fā)射超聲脈沖，并對采樣體積對應的超聲回波信號進行持續(xù)采樣，得到該采樣體積沿慢時方向的一組回波信號。對該組回波信號進行離散短時傅里葉變換，如式(1)：

上式中x(n)為采樣體積沿慢時方向的回波信號為一個M點的窗函數(shù)，m和k分別為輸出的離散時間變量和離散頻率變量[11]，對其進行對數(shù)壓縮等優(yōu)化處理[12]，即可得到頻譜多普勒圖像，顯示出不同血流速度的分布以及隨時間的變化。

1.2 線陣探頭多波束并行發(fā)射可行性驗證

應用超聲仿真軟件Field II[13]，對線陣探頭的發(fā)射聲場進行仿真。在傳統(tǒng)的聚焦波發(fā)射即單波束發(fā)射（Single-Line Transmission，SLT）的基礎上，對探頭各個陣元對應的脈沖發(fā)射延時和變跡進行改動。利用特殊形式的延時和變跡，將線陣探頭的孔徑進行分塊，得到若干子孔徑，每一子孔徑內(nèi)均采用類似單波束發(fā)射的發(fā)射延時；同時，為了抑制多波束并行發(fā)射時交叉?zhèn)斡埃╟rosstalk）的影響，每個子孔徑均施加一定的變跡[14]，以實現(xiàn)多個子孔徑同時發(fā)射波束，即多波束并行發(fā)射。為了方便理解，圖1給出了三波束并行發(fā)射（3-MLT）時在128陣元的線陣探頭上設置的發(fā)射延時以及變跡，波束向左偏轉(zhuǎn)10°，每個子孔徑采用漢寧窗變跡。通過仿真發(fā)射聲場，可見看出這樣的發(fā)射延時以及變跡可以產(chǎn)生三條波束同時發(fā)射的效果。

圖1 線陣探頭三波束并行發(fā)射的脈沖延時和變跡設置以及對應的聲場分布

1.3 實驗

1.3.1 采集模式及參數(shù)

為了定量探究多波束并行發(fā)射測量結(jié)果的準確性，我們除了使用多波束并行發(fā)射模式外，還采用單波束發(fā)射模式以及平面波發(fā)射模式，三種發(fā)射模式均進行仿真、仿體和在體實驗，實驗采集參數(shù)如表1所示。

表1 實驗采集參數(shù)設置

表1 中，多波束并行發(fā)射時采用漢寧窗變跡指的是在線陣探頭的每一個子孔徑內(nèi)均采用該變跡。

1.3.2 仿真實驗

應用超聲仿真軟件Field II，在二維空間（橫向尺寸40 mm，軸向尺寸35 mm）設置隨機分布的散射子，每單位面積約分布個散射子，為發(fā)射脈沖的波長。二維空間的中間位置處（深度15～20 mm）存在一水平直管，直管管半徑為2.5 mm，周圍組織與管內(nèi)散射子的強度比為 40 dB。

管內(nèi)散射子的運動速度遵循拋物線型血流分布，即：

其中，V(r)是隨直管徑向位置而改變的速度值，Vmax為最大速度值，R為直管半徑。頸動脈血液峰值流速一般在1m/s左右[4-5]，所以Vmax設置為1 m/s。仿真實驗中，線陣探頭陣元間距設置為0.3 mm；采用三波束并行發(fā)射，單波束發(fā)射、三波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射的發(fā)射偏角均設置為10°；單波束發(fā)射焦點的橫向坐標為0 mm，三波束并行發(fā)射的三個焦點的橫坐標分別為-10、0和10 mm。

1.3.3 仿體實驗

使用256發(fā)射接收通道的Vantage超聲采集系統(tǒng)（Verasonics公司，美國）和L10-5線陣探頭（嘉瑞公司，中國），對Gammax 1425A標準血流仿體（Gammax公司，美國）進行實驗。該仿體內(nèi)含一個電控流體泵和一個循環(huán)流體管腔，管腔內(nèi)封裝有特殊流體，該流體在聲學特性上和人體血液相似 ：聲速大小為 (1550±10) m/s，密度為 1.03 g/cm3，流體內(nèi)含微粒平均直徑為4.7 μm，微粒濃度為20 mg/mL。通過電控流體泵控制流體在管腔內(nèi)循環(huán)流動的速率，在水平直管部位產(chǎn)生穩(wěn)定的拋物線型層流。圖2為該仿體內(nèi)部結(jié)構(gòu)示意圖，水平直管位于仿體淺表部位，在深度為20 mm處有一個直徑5 mm的水平直管，設置其內(nèi)流速最大值為1 m/s。同仿真實驗類似，仿體實驗中，單波束發(fā)射、三波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射的發(fā)射偏角均設置為10°，單波束發(fā)射焦點的橫向坐標為0 mm，三波束并行發(fā)射的三個焦點的橫坐標分別為-10、0和10 mm。

圖2 Gammax 1425A標準血流仿體內(nèi)部結(jié)構(gòu)示意圖

1.3.4 在體實驗

使用Vantage超聲采集系統(tǒng)掃描健康志愿者的左頸動脈分叉處，采集序列分為四個階段：單波束發(fā)射掃描頸總動脈；單波束發(fā)射掃描頸內(nèi)動脈；雙波束并行發(fā)射掃描以及平面波發(fā)射掃描。每個階段采集時長2.5 s，雙波束并行發(fā)射的兩個聚焦位置和單波束分別掃描頸總動脈和頸內(nèi)動脈的兩個聚焦位置一致。雙波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射掃描時，因為頸總動脈和頸內(nèi)動脈血管不是沿水平方向，而且二者走向不一致，所以不設置發(fā)射偏角，后期根據(jù)B模式圖像在數(shù)據(jù)處理時進行角度修正。頸總動脈和頸內(nèi)動脈內(nèi)采樣體積的橫坐標分別為-15 mm和15 mm。

1.3.5 數(shù)據(jù)采集及分析

在單波束發(fā)射模式中，每次發(fā)射一個固定位置的聚焦波束，使用脈沖多普勒技術，沿波束方向選取不同深度的采樣體積，進行頻譜多普勒分析，得到相應的頻譜多普勒圖像。在多波束發(fā)射模式中，同時發(fā)射若干條聚焦波束，在每一條波束方向上，都可以選取不同深度的采樣體積，進行頻譜多普勒分析，從而同時獲取多個不同波束位置上的頻譜多普勒圖像。在平面波發(fā)射模式中，所有陣元同時發(fā)射超聲脈沖，形成平面波；這可以簡單理解為掃描區(qū)域內(nèi)的所有波束同時發(fā)射，因此，可以選取掃描區(qū)域內(nèi)的任何一個位置作為采樣體積，進而分析得到其頻譜多普勒圖像。

仿真和仿體實驗中，直管內(nèi)的流體為穩(wěn)定層流，通過頻譜多普勒圖像可以得到管內(nèi)不同深度的流體速度大小，進而可以和拋物線型穩(wěn)定層流的理論速度曲線進行定量比較，直管內(nèi)徑為5 mm，選取0.5 mm為采樣間隔，在管內(nèi)獲取11個采樣體積的流體速度大小，按下式計算其與理論值之間的均方根誤差（RMSE）[15]，比較得到不同發(fā)射模式間誤差的相對大小。

在體實驗中，可以得到波束方向上某一深度采樣體積的頻譜多普勒圖像，而頻譜隨心動周期呈現(xiàn)出規(guī)律性的周期變化。因為在體實驗缺乏理論真值，所以我們選取臨床上廣泛接受的單波束發(fā)射的測量結(jié)果作為參照，在頸總動脈和頸內(nèi)動脈處，均獲得三種發(fā)射方式的頻譜多普勒圖像，使用形態(tài)學方法進一步得到頻譜包絡[12]。按下式分別計算多波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射獲得的頻譜包絡相對于單波束發(fā)射獲得的頻譜包絡之間的相關系數(shù)[15]，從而定量評估不同方法的結(jié)果。

仿體和在體實驗中，通過超聲采集系統(tǒng)獲得超聲通道數(shù)據(jù)后，通過傳統(tǒng)的延時疊加方式進行波束合成，得到波束合成后的超聲射頻數(shù)據(jù)。進一步，通過離散短時傅里葉變換獲得頻譜多普勒圖像，其中，軸向數(shù)據(jù)采樣窗的大小選為1 mm，慢時方向采用漢明窗，窗長為51.2 ms（128點），窗移動步長為3.2 ms （8點）。以上步驟均使用MATLAB軟件進行離線處理。

2 結(jié)果

2.1 仿真實驗

仿真實驗得到的結(jié)果如圖3所示，圖3a為仿真模型的B模式圖像。單波束發(fā)射模式始終掃描圖中如白色實線所示的位置；多波束并行發(fā)射模式除了掃描白色實線對應的位置外，還可以同時掃描兩條白色虛線對應的位置；平面波發(fā)射模式則可以對B模式圖像中的任意位置進行掃描。我們選取白色實線位置處三種發(fā)射模式測量得到的流體速度分布曲線，如圖3b所示。計算測量的流體速度分布和理論值之間的均方根誤差，得到單波束發(fā)射、多波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射三種模式的均方根誤差分別為16%、16%和14%。

圖3 三種掃描模式的仿真實驗結(jié)果

2.2 仿體實驗

仿體實驗的結(jié)果如圖4。圖4a為血流仿體的B模式示意圖。與仿真實驗一樣，白色實線表示單波束發(fā)射模式掃描的位置；多波束并行發(fā)射除了掃描白色實線對應的位置外，還可以同時掃描另外兩條白色虛線對應的位置；平面波發(fā)射模式可以對B模式圖像的任意位置進行掃描。同樣地，選取白色實線位置處三種發(fā)射模式測量出來的流體速度分布曲線，如圖4b所示。單波束發(fā)射、多波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射三種模式測量的流體速度分布和理論值之間的均方根誤差分別為20%、18%和18%。

圖4 三種掃描模式的仿體實驗結(jié)果

2.3 在體實驗

健康志愿者頸動脈分叉處的在體實驗結(jié)果如圖5所示。在圖5a的B模式示意圖中，圓點表示頸總動脈中選取的采樣體積，方點表示頸內(nèi)動脈中選取的采樣體積。如前文所述，使用三種掃描方式，采集時長共10 s，分別得到圓點和方點處的頻譜多普勒圖像，如圖5b和5c所示。圖5b和5c中，白色虛線將圖像分為Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ和Ⅳ四段，分別對應前文所述的四個掃描階段：單波束發(fā)射掃描頸總動脈；單波束發(fā)射掃描頸內(nèi)動脈；雙波束并行發(fā)射掃描以及平面波發(fā)射掃描。單波束發(fā)射模式來只能選擇一個采樣體積，所以在獲得頸總動脈頻譜圖像的同時，無法得到頸內(nèi)動脈的數(shù)據(jù)，圖5b中Ⅱ部分表現(xiàn)為空白；同理，圖c中Ⅰ部分表現(xiàn)為空白。圖5b和5c中，白色實線顯示了頻譜包絡。對于頸總動脈處的采樣體積，選取單波束發(fā)射模式的頻譜包絡（圖5b中Ⅰ部分內(nèi)的白色曲線）作為參考，可以計算出多波束并行發(fā)射的頻譜包絡（圖5b中Ⅲ部分內(nèi)的白色曲線）和單波束發(fā)射的頻譜包絡的相關系數(shù)為0.92，平面波發(fā)射的頻譜包絡（圖5b中Ⅳ部分內(nèi)的白色曲線）和單波束發(fā)射的頻譜包絡的相關系數(shù)為0.81。對于頸內(nèi)動脈處的采樣體積，同樣選取單波束發(fā)射模式的頻譜包絡（圖5c中Ⅱ部分內(nèi)的白色曲線）作為參考，可以計算出多波束并行發(fā)射的頻譜包絡（圖5c中Ⅲ部分內(nèi)的白色曲線）和單波束發(fā)射的頻譜包絡的相關系數(shù)為0.80，平面波發(fā)射的頻譜包絡（圖5c中Ⅳ部分內(nèi)的白色曲線）和單波束發(fā)射的頻譜包絡的相關系數(shù)為0.71。在單波束發(fā)射模式中，我們需要通過兩次測量得到R值，為0.89；在多波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射模式中，我們都可以通過一次測量得到R值的大小，分別為0.90與0.93。

圖5 三種掃描模式的在體實驗結(jié)果

3 討論和結(jié)論

單波束發(fā)射是目前商用超聲設備最常用的發(fā)射模式。通過仿真實驗和仿體實驗，我們可以發(fā)現(xiàn)，多波束并行發(fā)射和單波束發(fā)射的流體速度測量誤差相近。而在體實驗中，多波束并行發(fā)射可以同時獲取多個位置采樣體積的頻譜多普勒圖像。本研究同時選取了位于頸總動脈和頸內(nèi)動脈的兩個采樣體積，相比于單波束發(fā)射測量，減少了多次測量，簡化了操作流程，縮短了檢查時間。在體實驗中，多波束并行發(fā)射和單波束發(fā)射獲得的頻譜包絡之間的相關系數(shù)較高，說明多波束并行發(fā)射的血流速度測量準確性與目前臨床常用的單波束發(fā)射相近。

平面波發(fā)射是近年來超聲成像研究領域的熱點，在頻譜多普勒分析上具有很大的潛力。在平面波發(fā)射模式中，每次發(fā)射都采集整個視野范圍內(nèi)的回波信號；所以，通過平面波發(fā)射的持續(xù)采集，可以獲取任何一個位置的頻譜多普勒圖像[16-19]。但是，這種特殊的發(fā)射模式導致視野范圍內(nèi)的能量分布較為分散，進而導致圖像的分辨率和對比度降低[20-21]。所以，在體實驗中，我們可以看到平面波發(fā)射得到的頻譜多普勒圖像連續(xù)性較差。相關系數(shù)的計算也表明，相較于平面波發(fā)射，多波束并行發(fā)射的頻譜包絡測量結(jié)果更接近單波束發(fā)射的結(jié)果。

多波束并行發(fā)射也存在一定的局限。相較于傳統(tǒng)的單波束發(fā)射，多波束并行發(fā)射需要系統(tǒng)具備任意波形發(fā)生器，以產(chǎn)生特定的聲場分布[14]。平面波發(fā)射時，超聲設備需要采集通道數(shù)據(jù)，設備硬件層面的系統(tǒng)架構(gòu)需要重新搭建，系統(tǒng)的數(shù)據(jù)并行采集及處理能力都需要提升[22-23]；多波束并行發(fā)射并不需要系統(tǒng)采集通道數(shù)據(jù)。在未來，基于線陣探頭的多波束并行發(fā)射在參數(shù)優(yōu)化以及硬件實現(xiàn)方面依舊需要更加細致的研究。盡管如此，隨著研究的不斷深入和工業(yè)技術的不斷發(fā)展，多波束并行發(fā)射的潛力還將得到進一步的挖掘。

本研究基于線陣超聲探頭，實現(xiàn)了多波束并行發(fā)射，并將之用于頸動脈血流的多點頻譜多普勒檢測。仿真和仿體實驗中，單波束發(fā)射、多波束并行發(fā)射和平面波發(fā)射三種發(fā)射模式的誤差相當；在體實驗表明，較于傳統(tǒng)的單波束發(fā)射，在不犧牲原有準確性的基礎上，多波束并行發(fā)射可以通過一次操作同時獲得頸總動脈和頸內(nèi)動脈的頻譜多普勒圖像。因此，基于線陣超聲探頭的多波束并行發(fā)射是一種有效且便捷地進行頸動脈血流多點頻譜多普勒分析的方法。