超分辨率超快超聲脊髓微血管成像方法*

郁鈞瑾 郭星奕 隋怡暉 宋劍平 他得安 梅永豐 許凱亮?

1) (復(fù)旦大學(xué)信息科學(xué)與工程學(xué)院,生物醫(yī)學(xué)工程中心,上海 200438)

2) (復(fù)旦大學(xué)工程與應(yīng)用技術(shù)研究院,上海 200438)

3) (復(fù)旦大學(xué)附屬華山醫(yī)院神經(jīng)外科,上海 200040)

4) (復(fù)旦大學(xué)材料科學(xué)系,上海 200438)

脊髓功能對(duì)神經(jīng)傳導(dǎo)通路至關(guān)重要,脊髓血管受損及伴隨的繼發(fā)性損傷與脊髓功能狀態(tài)密切相關(guān).因而,脊髓內(nèi)微血管網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)和血流狀態(tài)在脊髓功能在體、精準(zhǔn)與實(shí)時(shí)評(píng)價(jià)中具有重要前景.臨床常用的血管造影手段存在分辨率低、放射性、設(shè)備笨重和使用不便等問(wèn)題,無(wú)法全面滿(mǎn)足脊髓血流術(shù)中檢查與預(yù)后跟蹤的需求.本文以基于多角度復(fù)合平面波的超快超聲技術(shù)為基礎(chǔ),應(yīng)用超分辨率定位顯微技術(shù)(ULM),實(shí)現(xiàn)了大鼠脊髓內(nèi)微血管成像.基本原理為應(yīng)用基于魯棒主成分分析(RPCA)的濾波方法,分離脊髓組織信號(hào)和運(yùn)動(dòng)的造影微泡信號(hào),通過(guò)微泡定位、軌跡追蹤,實(shí)現(xiàn)亞波長(zhǎng)分辨率的超分辨率超聲成像.隨后,引入基于傅里葉環(huán)相關(guān)系數(shù)方法,對(duì)成像分辨率進(jìn)行量化分析;進(jìn)而對(duì)微泡數(shù)量、有效軌跡、血管飽和度、血流速度和半高全寬范圍等進(jìn)行了定量評(píng)價(jià).在體成像實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,ULM 可獲得清晰的大鼠脊髓內(nèi)微血流圖像.定量分析表明,發(fā)射頻率為15.625 MHz 的超聲探頭可實(shí)現(xiàn)13—16 μm 范圍的分辨率,遠(yuǎn)小于100 μm 成像波長(zhǎng).綜上,ULM 可被應(yīng)用于脊髓內(nèi)微血管精準(zhǔn)成像,相關(guān)結(jié)果可為超分辨率脊髓功能監(jiān)測(cè)與動(dòng)態(tài)評(píng)價(jià)的進(jìn)一步研究提供借鑒,對(duì)于脊髓損傷診斷、應(yīng)急治療與預(yù)后恢復(fù)等臨床研究亦有一定的借鑒意義.

1 引言

脊髓作為中樞神經(jīng)系統(tǒng)的中繼站和反射中樞,對(duì)神經(jīng)傳導(dǎo)通路至關(guān)重要.脊髓損傷最初往往表現(xiàn)為其內(nèi)微血管網(wǎng)絡(luò)受損和局部血流灌注量缺失等,隨后的組織缺氧、出血和水腫情況加速相關(guān)神經(jīng)組織壞死[1],進(jìn)而引發(fā)肢體麻木、功能障礙等繼發(fā)性損傷[2,3].因而脊髓微血管及血流快速成像對(duì)脊髓結(jié)構(gòu)與功能的在體、精準(zhǔn)與實(shí)時(shí)評(píng)價(jià)具有重要意義.

當(dāng)前,血管造影是實(shí)現(xiàn)在體微小血管成像及血流動(dòng)力學(xué)變化監(jiān)測(cè)不可或缺的臨床診斷手段.血管造影的金標(biāo)準(zhǔn)包括磁共振血管造影(MRA)、計(jì)算機(jī)斷層掃描成像血管造影(CTA)和數(shù)字減影血管造影(DSA).標(biāo)準(zhǔn)化檢測(cè)手段DSA 對(duì)小血管成像精度優(yōu)于CTA 與MRA,約為500 μm[4];但數(shù)百微米的分辨率仍不能對(duì)微血管進(jìn)行成像.此外,CTA 和DSA 檢查具有放射性,造影難度大,時(shí)間長(zhǎng),輻射量大,患者接受性較差[5];DSA 和CTA 均需造影劑,不適于嚴(yán)重的心、肝、腎功能衰竭、甲亢患者及碘過(guò)敏患者的檢查,且無(wú)法實(shí)現(xiàn)血流動(dòng)力學(xué)參量測(cè)量.此外,機(jī)體笨重、掃查耗時(shí),以及不適用于復(fù)雜環(huán)境(如手術(shù)室)等缺點(diǎn),也在一定程度上限制了它們?cè)谂R床檢查中的普遍應(yīng)用,從而無(wú)法全面滿(mǎn)足患者術(shù)中檢查與預(yù)后跟蹤的需求.

超聲具有快速、無(wú)放射、價(jià)格低廉且易于攜帶等優(yōu)點(diǎn),更適于術(shù)中檢查與預(yù)后跟蹤等需要.現(xiàn)已被廣泛用于人體軟組織的臨床成像與疾病診斷.當(dāng)前,基于平面波的超快超聲技術(shù)顯著地提升了多普勒成像對(duì)小血流信號(hào)的靈敏度,從而可實(shí)現(xiàn)MRA,DSA 和CTA 無(wú)法實(shí)現(xiàn)的在體小血管成像[6].熒光激活定位顯微(PALM)技術(shù)實(shí)現(xiàn)了光學(xué)衍射極限的突破[7],Couture 等[8]借鑒該思想發(fā)展了超聲定位顯微成像(ultrasound localization microscopy,ULM)技術(shù)[9].ULM 方法兼具高分辨率和深穿透力的優(yōu)點(diǎn),對(duì)比傳統(tǒng)超聲和超快超聲成像,可對(duì)人體深層組織(如顱腦、脊髓、心臟、腎等)實(shí)現(xiàn)亞波長(zhǎng)(接近1/10 波長(zhǎng),血管直徑＜ 100 μm)的微血管成像[10],遠(yuǎn)優(yōu)于當(dāng)前臨床應(yīng)用的血管造影.2015 年,法國(guó)Langevin 研究所應(yīng)用ULM 率先獲得深腦小血管網(wǎng)絡(luò)血流動(dòng)力學(xué)成像結(jié)果,成像分辨率在10 μm左右[11].同年,Christensen-Jeffries 等[12]報(bào)道了超分辨率血流速度成像結(jié)果.隨后,在大鼠腫瘤[13]、大鼠腎缺血[14]、糖尿病小鼠骨骼肌微血管[15]、兔淋巴結(jié)微血管[16]及兔眼部微血管[17]模型上均報(bào)道了微血管成像結(jié)果.此外,不少研究者對(duì)ULM 成像質(zhì)量進(jìn)行了探討,Song 等[18]探討了空間采樣量化對(duì)ULM 成像的影響.Hingot 等[19]深入探討了ULM 飽和度與成像時(shí)長(zhǎng)的關(guān)系,以及ULM 圖像分辨率量化評(píng)價(jià)[20]等核心問(wèn)題.國(guó)內(nèi)學(xué)界也就ULM 技術(shù)開(kāi)展了相關(guān)工作.Zhong 等[9]曾對(duì)超聲超分辨率微血流成像研究進(jìn)展做了綜述報(bào)告.Liu等[21]提出了一種基于子像素點(diǎn)的卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò),從而有望實(shí)現(xiàn)快速高效高魯棒性的ULM 微血管圖像重建.Xu 等[22]提出基于魯棒主成分分析(robust principal component analysis,RPCA)方法可實(shí)現(xiàn)低信噪比下微泡的高效檢出,進(jìn)而提升大鼠腦ULM 圖像質(zhì)量.

相較于腦、臟器、腫瘤血流成像,脊椎復(fù)雜的骨結(jié)構(gòu)特征、呼吸運(yùn)動(dòng)的干擾以及脊髓本身尺寸較小的特點(diǎn),給脊髓內(nèi)微血流超聲成像帶來(lái)挑戰(zhàn)[23],2018 年,Khaing 等[24]應(yīng)用超聲微泡造影劑對(duì)椎板打開(kāi)條件下的大鼠脊髓血流進(jìn)行了對(duì)比度增強(qiáng)超聲成像(contrast-enhanced ultrasound,CEUS),成功觀察到了脊髓中的微血管結(jié)構(gòu).近年來(lái),基于多普勒的超快超聲可在無(wú)造影劑條件下實(shí)現(xiàn)脊髓微血管成像.2021 年,Zang 等[25]基于超快超聲多普勒實(shí)現(xiàn)了無(wú)造影劑條件下的脊髓微血管成像,該結(jié)果成像分辨率與發(fā)射波長(zhǎng)相當(dāng).Sui 等[26]使用基于RPCA 的隨機(jī)降采樣方法實(shí)現(xiàn)了快速、高性比的超快超聲多普勒腦與脊髓微血流成像.Pezet 等[27]對(duì)脊髓慢性損傷的血管重建進(jìn)行了觀測(cè).但對(duì)于脊髓微血流的量化分析均有待深入,特別是基于ULM 的脊髓微血管分辨率的評(píng)價(jià)仍有待深入.

為實(shí)現(xiàn)脊髓微血流網(wǎng)絡(luò)超分辨超快超聲成像,本文使用超快超聲成像技術(shù)采集數(shù)據(jù),以基于RPCA 的濾波方法對(duì)微泡回波信號(hào)成分提取[28],使用徑向?qū)ΨQ(chēng)(radial symmetry,RS)定位算法定位微泡中心點(diǎn)坐標(biāo),通過(guò)疊加數(shù)以萬(wàn)計(jì)的超聲微泡運(yùn)動(dòng)軌跡,最終獲得大鼠脊髓微血管超分辨率圖像.此外,對(duì)脊髓微血管成像血管飽和度、分辨率和微血流速度信息等進(jìn)行了參數(shù)量化分析.

2 基本原理

ULM 的主要流程如圖1 所示,首先對(duì)超快超聲序列采集到的回波數(shù)據(jù)進(jìn)行波束合成,接著采用基于RPCA 的濾波方法對(duì)組織回波與微泡回波信號(hào)進(jìn)行分離,包括濾除高頻噪聲.

圖1 超分辨率超快超聲工作流程Fig.1.Workflow of Ultrafast Ultrasound Localization Microscopy.

2.1 超快超聲成像

超快超聲成像以平面波成像為核心,區(qū)別于聚焦波束逐行掃描整個(gè)目標(biāo)區(qū)域,這種平面波成像模式下?lián)Q能器所有陣元同時(shí)發(fā)射聲波,產(chǎn)生一個(gè)平行于換能器陣列的超聲平面波波前,從而可在單次傳輸過(guò)程中掃描整個(gè)目標(biāo)區(qū)域.經(jīng)組織散射后,所有陣元同時(shí)接收回波信號(hào),經(jīng)波束形成得到整個(gè)區(qū)域的超聲圖像.因此平面波成像一次發(fā)射即可得到一幀圖像,與傳統(tǒng)聚焦聲束成像相比,能將成像幀率提高數(shù)百倍.此外,每幀圖像采集時(shí)間可小于1 ms,這使得以高幀率測(cè)量組織運(yùn)動(dòng)、血液運(yùn)動(dòng)、造影劑運(yùn)動(dòng)情況成為可能[25],為在體血流動(dòng)態(tài)成像與功能評(píng)價(jià)鋪平了道路.

2.2 基于RPCA 的雜波濾除方法

分離組織與微泡信號(hào)常用的方法是基于奇異值分解(SVD)的時(shí)空雜波濾波方法[29],其原理是去掉表征高時(shí)空相關(guān)性組織信號(hào)的最大奇異向量以及表征噪聲的最小奇異向量,剩下的奇異向量用來(lái)重建緩慢移動(dòng)的微泡[28].然而,由于組織和微泡的頻譜成分往往有重疊,SVD 方法在選擇合適閾值以區(qū)分組織、微泡與噪聲時(shí)仍然存在困難.近年來(lái)一些在微血管稀疏性方面的研究有助于改進(jìn)雜波濾波,如RPCA[30,31].該策略將信號(hào)矩陣建模為低秩分量、稀疏分量和加性噪聲的和,從而可以有效地分離出以微泡散射為主的稀疏分量.

采用低秩加稀疏模型可實(shí)現(xiàn)對(duì)組織和微泡信號(hào)的有效建模.其主要原理為,對(duì)某時(shí)間段內(nèi)連續(xù)采集的Nt幀尺寸為 (Nz ×Nx) 的三維矩陣,將其轉(zhuǎn)化 (Ns×Nt) 的二維矩陣A,其中Ns=Nz ×Nx,也即將Nt幀的圖像重排為Nt個(gè)列向量.由于回波數(shù)據(jù)主要由強(qiáng)組織雜波、微泡回波和附加噪聲分量組成,假設(shè)這三個(gè)分量是線性疊加的,那么回波數(shù)據(jù)矩陣X可以被描述為

式中,C,B,N分別代表組織分量、微泡分量和噪聲分量.當(dāng)使用超快超聲成像時(shí),組織運(yùn)動(dòng)具有高的時(shí)空相干性,從而產(chǎn)生了低秩矩陣C.與組織不同的是,低濃度運(yùn)動(dòng)微泡的圖像具有低相干和稀疏的特點(diǎn),故而矩陣B不具有低秩的特征但具有稀疏性.噪聲分量N的幅度小于微泡信號(hào)和組織回波,既非低秩也不稀疏.

從矩陣X中獲得低秩矩陣C和稀疏矩陣B,可表述為一個(gè)凸規(guī)劃(PCP)求解問(wèn)題,其定義為

2.3 超分辨率定位顯微

基于瑞利準(zhǔn)則,由點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)推導(dǎo)而來(lái)的成像分辨率往往限于半波長(zhǎng),即所謂的“衍射極限”[20].具體地,在聲波衍射作用下,當(dāng)發(fā)射波和接收波的平均點(diǎn)源的衍射距離接近發(fā)射波長(zhǎng)的一半時(shí),散射體的回波將會(huì)疊加在一起無(wú)法區(qū)分[8].散射體周?chē)訰為半徑的距離范圍形成的球面波,散射強(qiáng)度為

Ii為散射點(diǎn)與發(fā)射點(diǎn)之間的強(qiáng)度,σ為散射截面.除此之外,散射聲的干擾會(huì)導(dǎo)致聲散斑[33].但如果在任何點(diǎn)上都只能看到少數(shù)幾個(gè)不同的源,那么可以根據(jù)成像系統(tǒng)的點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)將這些源分離開(kāi),并精確地確定其位置.

采用超聲造影劑作為強(qiáng)散射源,通過(guò)限制每幅圖像中檢測(cè)到的單個(gè)微泡的數(shù)量,可確保各個(gè)微泡回波不會(huì)相互干擾.對(duì)每一個(gè)微泡中心定位精度遠(yuǎn)高于系統(tǒng)的衍射極限分辨率.通過(guò)積累數(shù)千張圖像中的微泡中心點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)軌跡即可重建血管結(jié)構(gòu)的超分辨率圖像.從而實(shí)現(xiàn)在一定程度上兼具高分辨率和深穿透力的優(yōu)點(diǎn).

對(duì)于分離出的微泡回波信號(hào),可以從每幀圖像中提取、檢測(cè)出獨(dú)立運(yùn)動(dòng)的微泡,并使用RS 定位算法對(duì)微泡中心加以定位.RS 算法利用強(qiáng)度梯度來(lái)尋找微泡中心.在以其最大值為中心的對(duì)稱(chēng)強(qiáng)度剖面上,每一點(diǎn)的強(qiáng)度梯度總是指向該最大值,因而將微泡中心至等勢(shì)線的距離最小化即可實(shí)現(xiàn)微泡定位.對(duì)于分離出的組織回波信號(hào)可用于估計(jì)由呼吸起伏產(chǎn)生的微小運(yùn)動(dòng),進(jìn)一步對(duì)微泡定位的結(jié)果進(jìn)行運(yùn)動(dòng)校準(zhǔn).

在精確定位的基礎(chǔ)上,使用基于Kuhn-Munkres算法的跟蹤算法(simpletracker,Mathworks)可獲得微泡的軌跡.即計(jì)算每個(gè)微泡與后續(xù)幀中所有微泡的距離,通過(guò)最小化總距離來(lái)對(duì)每個(gè)微泡在幀與幀之間的位置進(jìn)行配對(duì),從而確定每個(gè)微泡運(yùn)動(dòng)的軌跡與長(zhǎng)度.此外,考慮噪聲干擾、幀間配對(duì)失敗或者微泡閃現(xiàn)時(shí)長(zhǎng)過(guò)短等不利因素,長(zhǎng)度過(guò)短的軌跡需要加以濾除,參考文獻(xiàn)中所給出的經(jīng)驗(yàn)值,小于15 幀長(zhǎng)度的軌跡被視作不穩(wěn)定軌跡而濾除[34].最后,累積一系列幀中插值過(guò)的軌跡,實(shí)現(xiàn)亞波長(zhǎng)分辨率的微血管造影.同時(shí),幀與幀之間微泡位置的差分可以用于計(jì)算微泡的運(yùn)動(dòng)速度,也即相應(yīng)的血流速度.

2.4 基于傅里葉環(huán)相關(guān)的分辨率測(cè)定

依賴(lài)于單個(gè)精準(zhǔn)點(diǎn)源的亞波長(zhǎng)定位,ULM 可顯著提高成像分辨率,進(jìn)而突破衍射極限.借鑒光學(xué)納米顯微的標(biāo)準(zhǔn)方法[35,36]引入基于傅里葉環(huán)相關(guān)(Fourier ring correlation)測(cè)定分辨率,具體步驟如圖2.原始軌跡列表被隨機(jī)分成兩組,構(gòu)成兩個(gè)子圖像(流程示例圖像選自圖4 脊髓超分辨率結(jié)果的局部數(shù)據(jù),也可以另行編程生成軌跡用于示例計(jì)算).分別計(jì)算子圖像的二維傅里葉變換,再計(jì)算頻譜F1和F2沿等空間頻率環(huán)r(如圖2 中紅色與藍(lán)色的等頻率環(huán))的歸一化相關(guān)性((8)式),由此構(gòu)建FRC 曲線.將分辨率定義為FRC 低于閾值的空間頻率的倒數(shù).

圖2 基于FRC 曲線的分辨率測(cè)定Fig.2.Resolution measurement based on FRC curve.

其中r=|r|,F1(r) 和F2(r) 為子圖像Fourier 變換后的結(jié)果.

閾值曲線的選取有多種方式,固定閾值常見(jiàn)0.5 和1/7[35],變化的閾值曲線主要有基于σ閾值和bit 位的閾值曲線以及與這些曲線成比例的閾值曲線.本文使用2σ和 1/2 bit 閾值曲線,分別對(duì)應(yīng)于高于兩倍等效噪聲水平的相關(guān)和填充半位所需的信息.分辨率被確定為與FRC 曲線的交點(diǎn).在確定分辨率之前,FRC 曲線上可使用平滑濾波,如果可以觀察到兩個(gè)或更多的交叉,總是選擇對(duì)應(yīng)于較低分辨率的那一個(gè).除了分辨率的估計(jì)以外,FRC 曲線的計(jì)算和分辨率的理論估計(jì)也有助于指導(dǎo)圖像重建最小網(wǎng)格的選擇,從而合適地表示微泡的密度分布.

3 實(shí)驗(yàn)設(shè)置

實(shí)驗(yàn)使用L22-14vX 線陣探頭,具有128 個(gè)獨(dú)立的陣元,每個(gè)陣元均可用作發(fā)射或接收,實(shí)驗(yàn)中所用發(fā)射頻率為15.625 MHz,帶寬14—22 MHz,相鄰陣元間的間距是0.1 mm.對(duì)于B 模式成像和多普勒成像,超聲序列發(fā)射15 個(gè)傾斜平面波(—10°—+10°均勻間隔),脈沖重復(fù)頻率為31250 Hz.在超分辨率實(shí)驗(yàn)中,5 個(gè)發(fā)射角(—5°—+5°均勻間隔),幀率為1000 幀/s,共采集300 個(gè)數(shù)據(jù)塊,每個(gè)數(shù)據(jù)塊由600 幀合成幀組成.

所使用的動(dòng)物模型遵循動(dòng)物實(shí)驗(yàn)相關(guān)規(guī)定,通過(guò)復(fù)旦大學(xué)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)科學(xué)部動(dòng)物福利與倫理委員會(huì)審批(批件號(hào): 202202020Z).選擇400 g 左右成年雄性Sprague-Dawley 大鼠,進(jìn)行5 min 左右的異氟烷氣體麻醉至身體松軟便于后續(xù)進(jìn)行全身麻醉,下腹腔注射濃度8%的水合氯醛溶液(每克體重注射5 μL)進(jìn)行全身深度麻醉.暴露胸椎T7—11 節(jié)段椎板方便后續(xù)手術(shù),其中胸椎T8—10 節(jié)段進(jìn)行椎板打開(kāi)手術(shù),超聲成像在該視野區(qū)間進(jìn)行.椎板打開(kāi)手術(shù)及成像實(shí)驗(yàn)過(guò)程中每隔1 h 補(bǔ)充注射0.3 mL 水合氯醛溶液.

超分辨率成像過(guò)程中,通過(guò)頸靜脈注射超聲微泡(SonoVue,Bracco,Milan,Italy).對(duì)于每瓶含59 mg 六氟化硫及25 mg 凍干粉的微泡制品,使用時(shí)加入4 mL 注射用生理鹽水(0.9%NaCl)用力振搖后形成微泡混懸液.注射30 s 后,開(kāi)始對(duì)大鼠脊髓的矢狀面進(jìn)行數(shù)據(jù)采集,采集前在B 超圖像模式下確認(rèn)選取包含脊髓前動(dòng)脈的正中矢狀切面進(jìn)行成像.大鼠脊髓與超聲探頭之間使用加熱至大鼠體溫的超聲耦合劑進(jìn)行耦合.

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

4.1 超快超聲定位顯微脊髓微血流結(jié)果

脊髓B 超成像結(jié)果如圖3(a),脊髓的上下界面較為清晰,但在軟組織信號(hào)的高回聲影響下,無(wú)法直接呈現(xiàn)單個(gè)微泡.經(jīng)過(guò)RPCA 濾波后,微泡和組織信號(hào)得以分離,任取一幀保留微泡信號(hào)的脊髓圖像如圖3(b),圖中微泡的對(duì)比度相比于背景較高,特別是大血管中的微泡運(yùn)動(dòng)軌跡清晰.圖3(c)為第150 個(gè)數(shù)據(jù)塊中第300 幀微泡定位結(jié)果,圖3(d)為第301 幀微泡定位結(jié)果,可以更為清晰地看到微泡在幀與幀之間運(yùn)動(dòng)的情況,紅色圓點(diǎn)為算法定位的微泡中心.對(duì)于每幀圖像,首先按強(qiáng)度值降序排列找出90 個(gè)候選微泡,然后篩去位于圖像最邊緣的微泡,再篩去算法定位中心與局部強(qiáng)度最大值之間偏移過(guò)大的微泡,剩下的就是用于下一步軌跡追蹤的微泡.經(jīng)過(guò)以上處理后,本數(shù)據(jù)中平均每幀有53 個(gè)微泡(在1000 Hz 幀率下采集的0.6 s 數(shù)據(jù)塊中,每秒約采集31800 個(gè)微氣泡),不同塊之間微泡數(shù)量的標(biāo)準(zhǔn)差為10%.

圖3 ULM 處理過(guò)程結(jié)果 (a) 第150 個(gè)數(shù)據(jù)塊中第200 幀回波信號(hào)的B 超圖像;(b) 第150 個(gè)數(shù)據(jù)塊中第200 幀分離出的微泡回波信號(hào);(c) 第150 個(gè)數(shù)據(jù)塊中第300 幀微泡定位結(jié)果;(d) 第150 個(gè)數(shù)據(jù)塊中第301 幀微泡定位結(jié)果Fig.3.Results during ULM processing: (a) B-mode image of the 200th frame of block 150;(b) isolated signal of microbubbles after filtering from the 200th frame of block 150;(c) localization of microbubble centers in the 300th frame of block 150;(d) localization of microbubble centers in the 301th frame of block 150.

最終成像結(jié)果如圖4 所示,血流密度圖獲得了較為清晰的大鼠脊髓內(nèi)微血管網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)重建,標(biāo)尺為1 mm.此外,可較好地觀察到脊髓內(nèi)貫穿的小動(dòng)脈分叉,直至末端分支點(diǎn).相比之下,使用超快功率多普勒成像(圖5(a))受到衍射的限制,只突出了大鼠脊髓的大血管,而沒(méi)有區(qū)分波長(zhǎng)尺度以下的細(xì)節(jié).對(duì)比圖4(b)ULM 血流方向圖與圖5(b)彩色多普勒血流圖,ULM 可以更細(xì)致地區(qū)分血管依附在一起的上下行血流.

圖4 超快超分辨率超聲成像結(jié)果 (a) 脊髓血流密度圖;(b) 脊髓血流方向圖;(c) 脊髓血流速度圖Fig.4.ULM Results:(a) Intensity map of spinal cord;(b) direction map of spinal cord;(c) velocity map of spinal cord.

圖5 超快多普勒超聲成像結(jié)果 (a) 功率多普勒血流圖;(b) 彩色多普勒血流圖Fig.5.Results of ultrafast Doppler imaging: (a) Power Doppler;(b) color Doppler.

圖4(c)血流速度圖展示了該方法測(cè)量微血管血流動(dòng)力學(xué)的能力.大鼠脊髓矢狀面內(nèi)血流速度顯示,大血管的動(dòng)態(tài)范圍可達(dá)cm/s,小血管的動(dòng)態(tài)范圍可達(dá)mm/s,血液流速相對(duì)較大的動(dòng)脈分辨得很清晰,同一根血管內(nèi),某點(diǎn)的流速與該點(diǎn)距離血管中心的距離呈負(fù)相關(guān),血管中心處的血流流速大,血管壁處血流流速小.并且大血管在血管中心支持更高的流量,與文獻(xiàn)報(bào)道相符合[34,37].

4.2 分辨率和飽和度參數(shù)分析

成像過(guò)程中,算法定位到了700 多萬(wàn)微泡目標(biāo),瞬時(shí)微泡數(shù)量統(tǒng)計(jì)、累計(jì)微泡數(shù)量統(tǒng)計(jì)、血管飽和度統(tǒng)計(jì)如圖6 所示.其中,瞬時(shí)微泡數(shù)量與各個(gè)時(shí)刻血管內(nèi)微泡濃度成正比;血管飽和曲線表示的是圖像上檢測(cè)到的微泡所覆蓋總面積占成像范圍面積的比例隨時(shí)間的變化,它反映了血管圖像重建的時(shí)間過(guò)程.血管網(wǎng)絡(luò)的拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)不變,根據(jù)血管飽和度的定義,即使微泡濃度增加,飽和度曲線在平臺(tái)期的穩(wěn)定值依然基本不變.脊髓血管飽和度曲線(圖6 藍(lán)色)在一個(gè)快速階段之后,在160 s 左右開(kāi)始進(jìn)入平臺(tái)期,此時(shí)微泡基本充滿(mǎn)了各血管,因而重建速度減慢,飽和度最終穩(wěn)定在30%—40%;相同實(shí)驗(yàn)設(shè)置下對(duì)同一只大鼠進(jìn)行腦部超分辨率血管成像,獲得了相似的結(jié)果(圖6 灰色).Hingot 等[20]也曾對(duì)大鼠腦部超分辨率成像進(jìn)行微泡定位統(tǒng)計(jì),對(duì)于一段時(shí)間持續(xù)性注射微泡的情況,飽和度曲線從150 s 左右開(kāi)始進(jìn)入平臺(tái)期,飽和度最終穩(wěn)定在40%—60%.雖然脊髓相較于大腦截面區(qū)域更小、整體血管相對(duì)纖細(xì)稀疏,但是通過(guò)血液循環(huán)進(jìn)入脊髓內(nèi)血管網(wǎng)絡(luò)的微泡數(shù)量應(yīng)與大腦應(yīng)大體相當(dāng);從圖6 的結(jié)果來(lái)看,兩處組織中測(cè)得的血管飽和度曲線到達(dá)平臺(tái)期的變化趨勢(shì)相近,腦血流成像結(jié)果與文獻(xiàn)[20]的結(jié)果具有一致性.

圖6 微泡定位統(tǒng)計(jì) (a) 瞬時(shí)微泡數(shù)量;(b) 累計(jì)微泡數(shù)量;(c) 飽和度隨時(shí)間變化圖曲線Fig.6.Quantification of microbubble localization: (a) Instantaneous detections;(b) accumulated detections;(c) saturation curve along time.

成像結(jié)果分辨率的測(cè)量同時(shí)使用了由半高全寬(full-width at half-maximum,FWHM)表征的傳統(tǒng)定義分辨率與基于FRC 的分辨率.圖7 對(duì)比了超快多普勒與超分辨率成像結(jié)果的分辨率.圖7(a)為圖5(a)脊髓超快多普勒血流圖的局部放大圖,選取的幾條血管剖面半高全寬參數(shù)值測(cè)量結(jié)果如圖7(b),空間分辨率約135—270 μm,第三條血管剖面結(jié)果表明,距離140 μm 的相鄰血管可被較好地區(qū)分開(kāi).圖7(c)為圖4(a)脊髓超分辨率血流密度圖的局部放大圖,選取了幾條含較多微泡的微血管剖面,其FWHM 參數(shù)值測(cè)量結(jié)果如圖7(d),空間分辨率約28—35 μm,第三條血管剖面結(jié)果表明,距離28 μm 的相鄰血管依然可以被較好地區(qū)分開(kāi).以上血管剖面的FWHM 結(jié)果與多普勒成像的圖像分辨率相比,提升了4—10 倍.圖7(e)為圖4(b)脊髓超分辨率血流方向圖的局部放大圖,從白色方塊標(biāo)記出的感興趣區(qū)域可以清晰地看到,原本在密度圖中被視作一條血管的位置可在區(qū)分方向后進(jìn)一步細(xì)分為兩條相反流向的微血管.圖7(f)為基于FRC 的分辨率測(cè)量結(jié)果,這里使用了2σ和1/2 bit 閾值曲線與FRC 曲線相交以確定分辨率,兩個(gè)交點(diǎn)分別對(duì)應(yīng)13 和16 μm 的空間分辨率,與文獻(xiàn)中腦血流結(jié)果分辨率[11]保持一致.更為詳細(xì)的ULM 參數(shù)結(jié)果包括微泡保留比例、軌跡保留比例、飽和度、血流速度范圍、全圖血管剖面FWHM 范圍、分辨率測(cè)算結(jié)果均統(tǒng)計(jì)在表1 中.

圖7 超快多普勒與超快超分辨率超聲成像結(jié)果分辨率測(cè)算 (a) 脊髓超快功率多普勒血流局部放大圖;(b) 圖(a)中部分血管剖面FWHM 結(jié)果;(c) 脊髓超分辨率血流密度局部放大圖;(d) 圖(c)中部分血管剖面FWHM 結(jié)果;(e) 脊髓超分辨率血流方向局部圖;(f) 超分辨率血流密度圖基于FRC 的分辨率結(jié)果Fig.7.Resolution measurements of ultrafast Doppler imaging and ULM: (a) Zoom in of power Doppler;(b) FWHM of vessels from panel (a);(c) zoom in of ULM intensity map;(d) FWHM of vessels from panel (c);(e) zoom in of ULM direction map;(f) resolution of ULM intensity map based on FRC curve.

表1 ULM 參數(shù)統(tǒng)計(jì)結(jié)果Table 1. Results of ULM parameter measurement.

5 討論

彩色多普勒成像具有角度依賴(lài)性,僅能確定血流速度的軸向分量,此外,在上下行血流同時(shí)出現(xiàn)時(shí)存在對(duì)應(yīng)的正負(fù)頻移相互抵消的情況,因此頻移估計(jì)不準(zhǔn)確不穩(wěn)定,軸向速度估計(jì)也整體偏低[38].對(duì)比超快多普勒結(jié)果和ULM 結(jié)果,ULM 方法測(cè)得的速度范圍在1—50 mm/s,而多普勒測(cè)得速度最高僅為在13 mm/s 左右,明顯低于ULM 的測(cè)量結(jié)果.這是由于ULM 方法通過(guò)追蹤微泡中心軌跡計(jì)算血流速度,從而克服角度依賴(lài)限制,可準(zhǔn)確測(cè)量側(cè)向移動(dòng)的微泡,并提供角度無(wú)關(guān)二維速度估計(jì).因而,ULM 技術(shù)可用于觀察小血管彎曲、突然分支以及復(fù)雜的血流速度的變化,進(jìn)而探究血管受損[27]和相關(guān)疾病的發(fā)生發(fā)展.

在ULM 成像過(guò)程中,飽和度與成像時(shí)間需要加以權(quán)衡.當(dāng)飽和度曲線接近收斂狀態(tài)時(shí),通過(guò)疊加軌跡新增血管的信息較少,血管網(wǎng)絡(luò)拓?fù)湫螒B(tài)將不再會(huì)顯著改變;并且由于大血管內(nèi)流過(guò)的微泡比率高,其重建速度相對(duì)較快,部分毛細(xì)血管重建需要較長(zhǎng)的圖像采集時(shí)間[19].因此,損失一些血管細(xì)節(jié)可以有效減少成像時(shí)間,在飽和度曲線未達(dá)到平臺(tái)期穩(wěn)定值的情況下亦可獲得血管結(jié)構(gòu)圖像.同時(shí),本文目前的微泡運(yùn)動(dòng)軌跡保留比例較低,也可能導(dǎo)致所需的成像時(shí)間較長(zhǎng).后續(xù)研究可引入包括機(jī)器學(xué)習(xí)方法在內(nèi)的先進(jìn)信號(hào)處理技術(shù),實(shí)現(xiàn)微泡運(yùn)動(dòng)軌跡的高效提取與識(shí)別.為了縮短超分辨率成像的時(shí)長(zhǎng),另一個(gè)可行方案為提高造影劑濃度,可使得單位時(shí)間內(nèi)微泡數(shù)量增加.但是,高濃度微泡會(huì)導(dǎo)致微泡間點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)的空間重疊,從而引起微泡中心定位偏差,給定位顯微算法帶來(lái)挑戰(zhàn).有學(xué)者提出了稀疏策略和相關(guān)深度學(xué)習(xí)方案,如通過(guò)考慮數(shù)據(jù)固有的時(shí)間結(jié)構(gòu),在時(shí)間相關(guān)域進(jìn)行稀疏恢復(fù)[39];基于V-net 架構(gòu)的三維卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)方法[40]或全卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)方法[41]也可在注射高濃度微泡的條件下恢復(fù)血管網(wǎng)絡(luò).總地來(lái)說(shuō),注射高濃度微泡可使得單位時(shí)間內(nèi)微泡運(yùn)動(dòng)軌跡增加,促使飽和度曲線收斂速度相對(duì)加快;但濃度也不宜過(guò)高,針對(duì)不同的成像器官,相關(guān)最優(yōu)濃度與采集時(shí)長(zhǎng)仍有待進(jìn)一步的臨床研究加以澄清.

本研究目前是在椎板打開(kāi)的情況下進(jìn)行超分辨率成像.現(xiàn)有研究表明,經(jīng)由顱骨可以實(shí)現(xiàn)腦部超分辨超聲成像.但由于頭骨誘導(dǎo)的信號(hào)衰減導(dǎo)致的低信噪比,整體上檢測(cè)到的局部微泡的數(shù)量會(huì)減少[11],因而增加了最小可檢測(cè)血管的限制.未來(lái),通過(guò)結(jié)合基于未知模型的全波反演技術(shù)[42],超聲骨成像技術(shù)[43]和基于已知速度模型的相位畸變校正方法[44],直接從射頻數(shù)據(jù)中定位微泡以進(jìn)一步提高分辨率,有望實(shí)現(xiàn)經(jīng)椎骨超分辨脊髓微血流成像.從方法上采用二維面陣獲得脊髓微血管的三維超聲影像具有可行性,但現(xiàn)階段三維探頭的系統(tǒng)成本與實(shí)現(xiàn)復(fù)雜度仍相對(duì)較高.此外,也可借助數(shù)控電機(jī)精細(xì)控制超聲探頭空間掃查,以機(jī)械掃描的方式獲取若干二維矢狀面血流圖像,經(jīng)體空間重建獲得三維血流成像.

6 結(jié)論

本文采用ULM 技術(shù)對(duì)大鼠脊髓微血流進(jìn)行成像,以基于RPCA 的濾波方法分離組織與微泡回波信號(hào),通過(guò)疊加超聲微泡定位中心的運(yùn)動(dòng)軌跡,最終獲得大鼠脊髓微血管超分辨率圖像.脊髓血流密度圖中可以清晰地看到脊髓上下兩個(gè)界面的動(dòng)脈血管以及內(nèi)部的微血流分布,血流方向圖可進(jìn)一步區(qū)分血流密度圖中無(wú)法分離的相鄰血管,血流速度圖對(duì)不同的血管有明確的速度測(cè)量.定量分析中,基于FWHM 的分辨率測(cè)定與基于傅里葉環(huán)相關(guān)的分辨率測(cè)定均證明,發(fā)射頻率為15.625 MHz的超聲探頭可獲得13—16 μm 左右分辨率的脊髓內(nèi)微血管網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)圖像,遠(yuǎn)小于100 μm 成像波長(zhǎng),達(dá)到了亞波長(zhǎng)分辨率.對(duì)比了超快超聲多普勒微血流成像方法,ULM 的分辨率提升了4—10 倍,增強(qiáng)了脊髓損傷的診斷能力,對(duì)相關(guān)術(shù)中檢查與預(yù)后跟蹤也有一定的借鑒意義.