心臟超聲向量血流成像技術的研究進展

【作者】杜宜綱 ，董永強，劉德杰，史志偉，王彥，何緒金，朱磊

1 深圳邁瑞生物醫(yī)療電子股份有限公司，深圳市，518057

2 深圳邁瑞軟件技術有限公司，深圳市，518132

0 引言

心臟是人體血液循環(huán)的泵器官，結構上包括四個腔室、四個瓣膜，與多條大血管相連，其成分主要由心肌構成，并被冠狀動脈圍繞以實現(xiàn)心肌供血。圖1描述了血液在人體心臟和肺部的流經線路，其中，淺灰色表示靜脈血，黑色表示動脈血。注意：肺動脈流的是靜脈血，而肺靜脈流的則是動脈血。血液在心臟中的流動形態(tài)要比血管復雜得多。血流在心腔中常呈現(xiàn)為旋動，研究表明，這是一種有效的流體傳輸過程[1]。

圖1 血液在人體心臟和肺部流經線路示意圖Fig.1 The diagram of the blood flow in the human's heart and lung

血流形態(tài)在健康的心臟和發(fā)生病變的心臟中的呈現(xiàn)截然不同[2]。心臟病按種類大致分為冠心病、肺心病、心衰、先心病、高血壓性心臟病、急性和慢性風濕性心臟病[3]。冠狀動脈粥樣硬化、狹窄會導致心肌供血不足，收縮和舒張功能受到影響。長期高血壓也會對冠狀動脈血管造成破壞[4]，同樣影響到心肌功能。此外，高血壓還會使腔室發(fā)生擴張[5]，肺動脈高壓會導致右室擴張[6]，而急性或慢性風濕性心臟病會導致瓣膜狹窄或功能不全[7]。由此可見，心臟發(fā)生病變主要涉及心肌功能、腔室間隔形態(tài)和瓣膜狀態(tài)等三種器質性變化。而這些改變將會導致心腔內的血流發(fā)生變化，形成更加復雜的血流形態(tài)。

多普勒超聲是臨床上檢查心臟血流病變的重要手段之一。傳統(tǒng)的多普勒超聲，包括脈沖波、連續(xù)波和彩色多普勒均難以直觀地顯示渦流或湍流等非層流復雜流動形態(tài)及其具體方向信息[8]。超聲向量血流成像作為一個創(chuàng)新技術[9]，能夠得到血流速度的大小和方向，從而可以顯示復雜的血流形態(tài)，為觀察心腔和瓣膜周圍血流變化直接提供可視化結果?；谒俣鹊拇笮『头较蛐畔⑦€可以得到更多的血流動力學參數(shù)，為進一步臨床研究提供更多的定量信息。

傳統(tǒng)心臟超聲檢查由于受到聲窗的限制，使得心臟超聲技術的實現(xiàn)難度遠大于其他部位。對于超聲向量血流成像，如果想要應用到心臟，其技術實現(xiàn)難度更大。以至于目前，基于多普勒計算方法的向量血流產品化只是應用在頸部[10-12]和腹部的血流[13]，而心臟超聲向量血流產品化目前采用的則是流體力學原理[14-15]和斑點跟蹤[16]等非多普勒方法。下面將重點闡述心臟向量血流當前存在的問題以及產品化實現(xiàn)的難點，并提出一種可以解決所述問題的方案，進而使多普勒超聲心臟向量血流產品化的實現(xiàn)成為可能。

1 心臟向量血流成像技術

1.1 現(xiàn)有技術回顧

向量血流圖（vector flow mapping,VFM），是日立Aloka公司早期提出的一種基于流體力學原理[14-15]，實現(xiàn)的心臟向量血流成像。該技術利用了流體的連續(xù)性方程，以斑點跟蹤法得到的心腔室壁運動速度作為邊界條件，再結合傳統(tǒng)彩超信息計算血流在心腔內的向量速度。血流形態(tài)被分為層流和渦流兩種。這也是該技術的主要缺陷，湍流等更加復雜的血流形態(tài)是無法通過計算得到的。

橫向振蕩法（transverse oscillation,TO）早期由丹麥超聲專家JENSEN教授提出[17-18]。丹麥BK Medical公司在其線陣和凸陣探頭上實現(xiàn)了向量血流（vector flow imaging,VFI）產品化，但目前還未在用于心臟檢查的相控陣探頭上完成產品化。邁瑞V Flow動態(tài)向量血流成像則采用了多角度多普勒法[19-20]，在線陣探頭上實現(xiàn)了產品化[21]，目前主要應用在頸動脈等一些淺表血管的檢查中。相比VFM和VFI方法，V Flow最大的優(yōu)勢就是幀率更高，可達幾百甚至上千幀每秒。從而可以看到血流在不同心動時相（毫秒級）的細節(jié)變化，用于臨床研究[11,22-23]。血流斑點成像（blood speckle imaging,BSI）是一種較新的心臟向量血流成像技術[16]，它基于平面波成像和斑點跟蹤法計算心腔內的血流向量速度，其幀率也可達到幾百幀每秒，目前主要應用于小兒心臟[16]，其掃描深度較淺。

1.2 技術實現(xiàn)難點

正如引言所述，心臟血流成像主要受到穿透力和聲窗的限制。這兩個因素本身也是相互制約的。心臟被肋骨遮擋，經胸檢查只能從肋間隙發(fā)射超聲波，導致聲窗遠小于頸部或腹部的超聲檢查。而聲窗小則發(fā)射的超聲波能量較弱，使得信噪比低從而造成穿透力不足。而成人心臟需要達到的掃描深度通常為12～16 cm（甚至更深），遠大于淺表血管的2～5 cm，相當于在信噪比相對較弱的情況下還要求得到更高的穿透力。當心臟的血流速度較高，出現(xiàn)狹窄等病變時，瓣膜處血流可達3 m/s以上，而心臟血流以豎直也就是平行于超聲傳播方向為主，速度測量通常是不做角度校正的，因此更加使得多普勒測量范圍的需求遠高于腹部血流。心臟在掃描深度和測速范圍都有更高的臨床應用要求，如圖2所示。

圖2 心臟血流、淺表血流和腹部血流對于掃描深度和測速范圍的臨床應用需求Fig.2 The clinical application needs of the imaging depth and velocity range for cardiac blood flow,superficial blood flow,and abdominal blood flow

采用頻率較低的探頭可以減少聲衰減從而增加穿透力，但同時也犧牲了圖像的空間分辨率。血流速度測量還可能出現(xiàn)混疊現(xiàn)象，即當血流速度超過最大可測量值時會發(fā)生速度方向的反轉。這會極大地影響速度計算的精度，尤其是向量血流成像。增大脈沖重復頻率（pulse repetition frequency,PRF）或降低超聲波的中心頻率都可以增大最大可測量速度，從而盡量避免混疊的發(fā)生。但是，PRF不能無限制地增大，它受限于掃描深度。最大PRF是由物理聲速和掃描深度共同決定的[24]，因此需要尋找折中方案實現(xiàn)測速范圍與掃描深度的優(yōu)化與平衡。

心臟向量血流成像，需要從幾個角度滿足臨床需要。首先應該精確地計算出速度的大小和方向，因此混疊是需要避免的。心臟血流復雜且變化很快，不僅存在層流和渦流，得到的應該是真實的血流，包括各種復雜血流形態(tài)。需要更高的幀率以滿足心臟血流動力學的相關臨床研究。因此，VFM不能完全滿足這些需求。而基于斑點跟蹤的BSI則在穿透力上難以滿足成人心臟的掃描。采用多角度多普勒法，雖然計算精度和穿透力都會相對有所提高。但如果發(fā)射角度過多，也容易造成混疊。為了提高幀率，當相控陣采用平面波成像時，受到聲窗的限制，多角度重疊的區(qū)域也會變少，遠不如線陣的效果。心臟向量血流成像方法相比傳統(tǒng)心臟血流成像受到的限制更多，歸納起來如圖3所示，在五個維度上不同方法各有千秋，但無法實現(xiàn)各項測量能力的兼顧，會呈現(xiàn)出顧此失彼的情況。

圖3 三種不同心臟向量血流方法的各項血流相關測量能力Fig.3 Blood flow measurement capability for three different cardiac ultrasound vector flow imaging

1.3 新技術解決方案

為解決上述問題，幀率、穿透力和計算精度需同時考慮并滿足臨床研究。多普勒法是實現(xiàn)成人心臟穿透力和精確計算血流速度的本質。多角度多普勒是計算向量速度的必要條件。為了實現(xiàn)高幀率成像，并且同時保證多角度掃描重疊的區(qū)域不會減少，我們提出了一種以發(fā)散波成像為基礎的超聲向量血流成像方法[25-26]。發(fā)散波成像具有兩個不同的虛焦點（見圖4），對應不同的掃描區(qū)域，每個虛焦點的發(fā)散波掃描可以得到一個對應速度分量，兩個不同分量合成重建得到向量速度（見圖5）。這樣重疊部分就是可以進行向量血流成像的區(qū)域。

圖4 相控陣發(fā)散波成像掃描，兩個不同的虛焦點所覆蓋的重疊區(qū)域[25]Fig.4 Diverging wave transmission based on phased array transducer,the overlapped zone covered by two different virtual focus

圖5 基于發(fā)散波掃描結合兩個不同虛焦點產生的速度分量，進行向量血流成像的方法[25]Fig.5 The velocity components generated based on two different diverging waves and two different virtual focus

基于發(fā)散波掃描，成像幀率可以達到幾百甚至數(shù)千幀每秒，實現(xiàn)高幀率心臟向量血流成像。多角度多普勒法也可更有效地實現(xiàn)向量速度的精確計算。然而，發(fā)散波能量分散，回波信號更加微弱。為了驗證其可行性，我們采用Field II[27-28]進行了發(fā)散波、平面波以及聚焦波的仿真對比研究。

平面波、發(fā)散波和聚焦波發(fā)射均采用相控陣探頭，中心頻率為2.5 MHz。衰減系數(shù)為0.5 dB/(MHz·cm)，該值可參考相關文獻[29-30]。對比發(fā)射聲場在3～16 cm時的不同發(fā)射條件的聲場能量。如圖6(a)所示，發(fā)散波聲場的能量雖然低于平面波，但其覆蓋面積大于平面波，尤其是在遠場。發(fā)散波在10 cm深度（虛焦點為-6 cm）的能量與聚焦波14 cm深度（焦點為10 cm）的能量峰值持平，然而此時聚焦波覆蓋的范圍僅在峰值區(qū)域（＜0.5 cm），而發(fā)散波則可達到6 cm左右。更大的掃描覆蓋面積是實現(xiàn)高幀率相控陣向量血流成像的基礎。

此外，聚焦波掃描實現(xiàn)的血流成像，包大?。ú蓸觽€數(shù)）[8]一般在8～16[31]。而發(fā)散波血流成像，其包大小可以是幾十（例如32、64等）甚者100以上（例如128、192等）。這樣相當于信噪比又提高了10～20 dB，其在很大程度上彌補了發(fā)散波血流成像信噪比低的劣勢。如圖6(b)所示，經過校正后的發(fā)散波與聚焦波聲場能量對比，可以發(fā)現(xiàn)發(fā)散波成像在掃描深度為14 cm時，仍然可以達到聚焦波掃描深度為14 cm（焦點為7 cm）時的信噪比。這樣就可以有效地進行較深處的血流成像，從而實現(xiàn)高幀率的心臟向量血流成像。再者，發(fā)散波的虛焦點也可以進行調整，優(yōu)化掃描范圍和發(fā)射能量可使其達到最優(yōu)的折中方案。圖6(c)為虛焦點為-4 cm時發(fā)散波在不同深度的能量分布。相比圖6(b)（虛焦點為-6 cm），由圖6(c)可見，雖然聲場能量略微有所下降，但其覆蓋范圍由圖6(b)的6 cm左右提高到了圖6(c)的8 cm左右。

圖6 不同發(fā)射波形在不同深度的聲場能量Fig.6 The acoustic energy under different emission waveforms at different depths

2 總結與展望

超聲心動圖一直以來都是醫(yī)學超聲成像中最難實現(xiàn)的。高幀率心臟超聲向量血流成像則是一項難上加難的超聲新技術。心臟不但是人體中最重要的器官，也是存在超高速血流且最復雜流體形態(tài)的部位。因此，實現(xiàn)高幀率向量血流成像是進行心臟血流動力學深入研究的基礎。我們提出的基于發(fā)散波的心臟超聲向量血流，其聲場能量在滿足相應條件下，與傳統(tǒng)聚焦波發(fā)射聲場具有可比性；其掃描范圍可大幅提升，因此具備實現(xiàn)高幀率血流成像的可行性。

由于計算向量速度首先需要得到至少兩個不同的速度分量，我們提出兩個不同虛焦點掃描，當采用交替掃描時，實際PRF將下降50%，使最大可測量速度減小到原來的一半。這樣就會增大混疊的可能性。為解決該問題，可以通過非交替的掃描方式，即完成一個速度分量（對應第一個虛焦點）的多次掃描后再進行第二個速度分量（對應第二個虛焦點）的掃描。這種方式不會改變PRF，但會使成像幀率下降，使其無法實現(xiàn)高幀率血流成像。此外，還可以通過不同孔徑接收的方式得到不同的速度分量，這樣也不會改變PRF。但由于聲窗的限制，這種做法會使信噪比下降。再者，雖然發(fā)散波血流速度計算的包大小可以遠大于傳統(tǒng)方法，從而導致信噪比增加。但隨著包大小的增加，其信號的去相關程度也會增大，并且高速血流的速度值也會被低估。

發(fā)散波血流成像的研究目前還處于初級階段。心臟超聲向量血流成像受到聲窗小的限制，且需要滿足高穿透力、高幀率和無混疊等臨床應用要求。這是當前超聲成像新技術發(fā)展的一個巨大挑戰(zhàn)。未來，心臟向量血流應利用好當前已存在的二維面陣探頭技術，繼續(xù)發(fā)揮發(fā)散波區(qū)域式掃描的優(yōu)勢，不斷提升發(fā)散波的信噪比，設計更有效的掃描策略，使其實現(xiàn)無混疊高幀率乃至三維的向量血流成像。