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超快多普勒血流成像

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DOI：

10.3791/61838

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2020年10月14日

 ,  , 
1Translational Medicine Department, The Hospital for Sick Children, PGCRL Research Institute, 2The Labatt Family Heart Centre, Department of Pediatric, The Hospital for Sick Children, University of Toronto, 3Medical Biophysics Department, University of Toronto

本文内容

摘要

本方案展示了如何应用超快超声多普勒成像来量化血流。在持续1秒的采集后，实验者可以获得整个视场的动态影像，每≈0.3毫秒（取决于超声飞行时间）获取每个像素的轴向速度值。

摘要

脉冲多普勒效应是临床超声成像中用于评估血流的主要技术。当应用于传统的聚焦超声多普勒模式时，该技术存在若干局限性。首先，需要进行精细调谐的信号滤波操作，以区分血流与周围运动组织的信号。其次，操作者必须在血流定位与定量测量之间做出选择。在过去的二十年中，随着采用非聚焦波的超快超声技术的出现，超声成像经历了一次范式转变。除了帧率提高百倍（可达10000 Hz）之外，这一新技术还打破了传统上定位与定量之间的权衡，能够实现视场内完整的血流映射，并在单像素水平上同步获取精细的速度测量数据（空间分辨率低至50 µm）。这种在空间和时间维度上的数据连续性显著改善了组织与血流的信号分离过程，从而提高了对微小血流速度的检测灵敏度（低至1 mm/s）。在本方法学论文中，我们旨在介绍超快多普勒的基本概念及其主要参数。首先，我们总结非聚焦波成像的物理原理；随后，介绍多普勒信号处理的主要步骤，特别阐述关键的组织/血流分离算法的实际实现方法，以及如何从滤波后的数据中提取速度信息。该理论描述辅以体外实验验证：使用可编程科研超声系统对一个内含模拟血流液体流动通道的组织仿体进行成像，获得血流图像，并展示通道内多个像素点的血流特征。最后，本文综述了该技术在体内的应用，展示了其在颈动脉、肾脏、甲状腺、脑部和心脏等多个器官中的实际应用示例。

引言

超声成像是临床实践和科研活动中最常用的成像技术之一。通过向生物组织发射超声波并记录其背向散射的回波，可重建出解剖结构图像，即所谓的“B型模式”。该方法特别适用于软组织成像，例如生物组织，通常允许超声波穿透数厘米深度，传播速度约为≈1540 m/s。根据超声探头的中心频率不同，可获得分辨率为30 µm至1 mm的图像。此外，众所周知，声源的运动会影响相关声波的物理特性。特别是，声波频率变化与其声源运动速度之间的关系被称为多普勒效应1，其最直观的表现是行驶中的救护车警报器音调的变化。超声成像长期以来利用这一物理效应来观测流动的红细胞2，并发展出多种成像模式，统称为“多普勒成像”。这些模式可用于评估不同应用场景和器官中的血流情况，例如脑、心脏、肾脏或外周动脉。

值得注意的是，目前大多数超声系统仍依赖于同一种技术，即所谓的常规超声。其基本原理如下：声束照射成像视野，并沿超声换能器的孔径进行扫描。对于声束的每一个位置，系统记录回波信号并将其转换为最终图像中的一条线。通过逐步移动声束沿换能器扫描，整个视野便可逐线成像（图1，左图）。这一策略很好地适应了21世纪初以前普遍存在的电子限制和计算能力。然而，该方法存在若干缺点。其中，由于声束扫描过程的限制，最终帧率被限制在每秒数百帧以内。就血流成像而言，这种相对较低的帧率会影响可检测的最大流速，而该限制由香农-奈奎斯特采样准则3决定。此外，常规多普勒技术必须应对一个复杂的权衡问题。为了评估特定感兴趣区域（ROI）内的血流速度，需要连续采集来自该区域的多个回波信号。这意味着超声声束必须暂时保持在固定位置。回波集合越长，对该ROI的速度估计就越精确。然而，为了生成完整的视野图像，声束又必须对介质进行扫描。因此，这两个需求之间存在明显冲突：是固定声束以精确测量某一条线上的速度，还是移动声束以生成图像。不同的常规多普勒模式（即彩色多普勒或脉冲波多普勒）直接反映了这一权衡。通常，彩色多普勒生成的是低精度的血流图，用于定位血管4，随后使用脉冲波多普勒对先前识别出的血管内的血流进行精确定量分析5。

这两个限制（低帧率和定位/定量之间的权衡）已通过新兴的超高帧率技术得到克服。其中，可引用合成孔径方法6或 multiline 发射技术7。在本研究中，我们聚焦于所谓的超快超声方法。该方法早在二十年前即被提出8,9,10，同样依赖于超声波的发射与接收，但采用了截然不同的模式。实际上，超快成像并非使用扫描聚焦声束，而是采用平面波或发散波，仅需一次发射即可对整个视场进行超声照射。在单次发射之后，相应的电子系统也能够接收并处理来自整个视场的大量回波信号。最终，可基于单次发射/接收模式重建一幅图像11（图1，右侧面板）。由于声学能量的扩散，这些非聚焦发射可能导致信噪比较低（SNR）。这一问题可通过发射多个不同角度的平面波（或来自不同源的发散波）并将所得图像叠加来解决。该方法称为“相干复合”12。由此产生两个重要结果：首先，帧率仅取决于超声飞行时间，通常可达 1 至 10 kHz；其次，这确保了数据在空间和时间维度上的连续性，也称为时空相干性。因此，传统上定位与定量之间的权衡被打破。这种高帧率与时空相干性的结合，极大提升了利用超声检测血流的能力。与传统超声相比，超快超声可对血流进行完整表征3。实际应用中，用户可在整个采集期间（通常约为 ≈1 s），以帧率决定的时间尺度（通常为 5 kHz 帧率，对应 200 µs 的时间分辨率），获取图像中每个像素的流速随时间变化的信息。这种高帧率使该方法适用于多种应用场景，例如心脏腔室等运动器官中的快速血流13，以及冠状动脉微循环下的心肌灌注14。此外，已有研究表明，其时空相干性显著增强了从背景运动组织中分离慢速血流的能力，从而提高了对微血管血流的敏感性15。这一能力使得在动物16和人类17中均可实现对脑部微血管系统的成像。

因此，超快超声成像非常适合在多种情况下对血流进行成像。该技术仅限于软生物组织，且会受到硬界面（如骨骼）或含气腔隙（如肺部）的显著影响。通过调节超声序列的物理参数，可实现对慢速（低至1 mm/s11,16）和快速（高达数m/s）血流的观测。空间分辨率与穿透深度之间存在权衡关系。通常情况下，可实现约50 µm的分辨率，但穿透深度约为5 mm；反之，穿透深度可扩展至15–20 cm，但分辨率将降低至1 mm。需要注意的是，大多数超快超声设备（包括本文所使用的设备）仅能提供二维图像。

本文提出了一种简单的实验方案，利用可编程科研超声扫描仪和模拟嵌入生物组织中的血管（动脉或静脉）的多普勒体模，来引入超快多普勒成像的概念。

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方案

1. 多普勒体模制备装置（图2A）

  1. 将蠕动泵、模拟血液流动的液体储液器、脉动阻尼器和多普勒血流模拟体模用塑料管连接起来。
  2. 选择直径为 4 mm 的通道。
  3. 设置泵程序，使其在 0.3 秒内以 720 mL/min 的流速泵出液体，随后在 0.7 秒内以 50 mL/min 的流速泵出液体，分别模拟心脏的收缩期和舒张期。
  4. 启动泵，并轻轻摇动管道以排出可能存在的气泡。
    注意：操作者可选择不同直径的通道和不同的泵速，但必须确保超声序列的采集速度足够快，以捕获最高速的血流速度。后文中的公式 3 可用于指导序列的设计。

2. 超快超声成像系统设置（图2A）

  1. 使用 PCI Express 连接线将支持超快成像的研究用扫描仪连接到主机计算机。
  2. 更换超声扫描仪上的换能器适配器以匹配探头连接器，然后连接探头。
  3. 运行 Matlab 并激活超声扫描仪许可证。
    注意：本节及后续内容默认使用 Verasonics Vantage 系统。

3. 超声序列编程

  1. 使用示例脚本，设计一个用于探头定位的传统聚焦“B模式”（即超声成像）序列。
    1. 将成像深度设置为 50 mm。
    2. 将聚焦深度设置为 35 mm。
  2. 使用示例脚本，设计一个超快超声序列。
    1. 将成像深度设置为 50 mm。
    2. 编程生成三个倾斜平面波，角度为 [-3, 0, 3] 度。
    3. 将脉冲重复频率（PRF）设置为 12 kHz。
    4. 超声波形采用 4 个半周期，中心频率取决于所用探头，此处假设中心频率为 5.2 MHz。
    5. 将总持续时间设置为 1 s。

4. 探针定位与数据采集

  1. 在探头镜头上涂抹超声耦合剂。
  2. 将探头放置于体模上，并启动B型超声序列。
  3. 定位目标管道。液体区域比周围组织更暗。将探头置于纵向视图位置。
  4. 手动保持探头在目标位置。
  5. 结束B型超声序列，并启动超快序列采集程序。

5. 图像重建（图2B）

  1. 序列结束后，保存原始数据（也称为射频数据，“RF”）。
  2. 使用超声系统默认软件启动图像重建脚本。处理完成后，应生成 IQ 数据矩阵。
    注意：超声回波被探头的每个单元以及每次发射/接收记录下来，并存储在 RF 数据矩阵中。图像重建对每个通道应用适当的延迟法则，从而得到所谓的“IQ”（同相/正交）矩阵。复数 IQ 矩阵具有三个维度：两个空间维度（图像深度和宽度）以及一个时间维度

6. 杂波滤波（图2C）

注意：步骤 6-7 请参见 补充材料 中提供的 Matlab 脚本。

  1. 将三维（空间×空间×时间）IQ 矩阵重塑为二维（空间×时间）Casorati 矩阵，记为 IQr。
  2. 对 IQr 进行奇异值分解15（公式 1）。
    figure-protocol-1 公式 1
  3. 利用空间奇异向量 U 计算空间相似性矩阵 C，方法如 Baranger 等人18（II, D）所述，并确定血液子空间边界 N。
  4. 采用该截断值 N 对 IQ 数据进行滤波，方法见 Demene 等人15（II, C）。

7. 流动可视化与速度测量（图2C）

  1. 通过沿时间维度积分滤波后数据 IQt 的包络，计算功率多普勒图 PD（公式 2）。其中三维坐标 z、x 和 t 分别表示深度、宽度和时间维度，nt 为采集的帧数。
    figure-protocol-2 公式 2
  2. 以对数尺度显示 PD 图。为设定动态范围，计算管腔外区域的平均 PD 值，并将该值以 dB 为单位作为动态范围的下限。典型的动态范围为 [-30, 0] dB。
  3. 在图像上定义一个圆形感兴趣区域（ROI），包含 1 至 30 个像素。
  4. 对 ROI 内各像素的 IQf 信号进行平均，得到一个包含 nt 个时间点的向量 figure-protocol-3。
  5. 利用短时傅里叶变换（STFT）的平方幅值，计算并显示 figure-protocol-4 的多普勒频谱图。
    1. 将 STFT 窗口设为 60 个采样点的汉宁窗。
    2. 将 STFT 重叠率设为窗口长度的 90%。
  6. 在频谱图的每个时间点上叠加其中心频率。
  7. 利用多普勒公式（公式 3）将频率 f 值转换为血流轴向速度 vz。c0 为介质中的声速，fTW 为发射超声波形的中心频率（此处为 5.2 MHz）。
    figure-protocol-5 公式 3

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结果

首先通过视觉检查来评估采集和后处理的质量。在功率多普勒图像中，导管的形态必须清晰可见，而组织区域应呈现为暗色。如果功率多普勒信号未局限于导管内，则可能意味着去杂波滤波步骤出现问题（SVD阈值过低），或者在采集过程中探头发生了明显移动。

经过目视检查后，分析管腔内频谱图可为实验成功与否提供良好的信息。频谱图应为单侧（所有数值位于零以上或零以下）。若频谱图为双侧，则存在混叠现象。此时，可能是流速过快，或脉冲重复频率（PRF）过低。

如果满足这些质量标准，则可以从图像中的任意感兴趣区域（ROI）提取血流速度（图2C）。调整ROI的大小可实现对信号不同程度的平均。选定ROI的血流速度随时间变化曲线可用于多种分析，例如计算阻力指数19、估算管壁剪切应力20、量化反应性充血14，以及更多应用21

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讨论

该方案的主要框架可以有多种变化。

硬件注意事项
如果用户自行提供定制主机，主板和机箱必须具备可用的 PCI Express 插槽。CPU 还必须拥有足够的 PCIe 通道以支持所有设备。

探头选择
应根据所需的空间分辨率和视野几何形状来选择超声探头（也称为换能器）。探头的中心频率越高，空间分辨率越好，但成像深度越浅。线阵、凸阵或相控阵探头分别提供矩形、扇形和扁平扇形的视野形状。

角度依赖性
超快多普勒成像与传统多普勒技术一样，存在对血流角度依赖性的限制。实际上，其背后的多普勒效应仅能检测沿轴向方向的运动，即朝向探头表面或远离探头的运动。因此，实际测量到的仅是血流散射体速度矢量的轴向分量。通过手动指定血流方向与垂直轴之间的局部夹角，可恢复真实速度，但该角度并不总是能够准确评估。在极端情况下，当血流方向与垂直深度轴完全正交时，多普勒效应无法...

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致谢

我们感谢 Shreya Shah 的校对和建议。

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材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
模拟血液流体CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA069DTF
多普勒血流体模CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USAATS523A
MatlabMathWorks, Natick, Massachusetts, United States
蠕动泵 / 多普勒血流泵CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA769包含管路和脉动阻尼器
换能器适配器Verasonics, Kirkland, Washington, USAUTA 408-GE
超快超声研究扫描仪Verasonics, Kirkland, Washington, USAVantage 256
超声探头/换能器GE HealthcareGE 9L-D

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