心脏超声向量血流成像技术的研究进展

【作者】杜宜纲 ，董永强，刘德杰，史志伟，王彦，何绪金，朱磊

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0 引言

心脏是人体血液循环的泵器官，结构上包括四个腔室、四个瓣膜，与多条大血管相连，其成分主要由心肌构成，并被冠状动脉围绕以实现心肌供血。图1描述了血液在人体心脏和肺部的流经线路，其中，浅灰色表示静脉血，黑色表示动脉血。注意：肺动脉流的是静脉血，而肺静脉流的则是动脉血。血液在心脏中的流动形态要比血管复杂得多。血流在心腔中常呈现为旋动，研究表明，这是一种有效的流体传输过程[1]。

图1 血液在人体心脏和肺部流经线路示意图Fig.1 The diagram of the blood flow in the human's heart and lung

血流形态在健康的心脏和发生病变的心脏中的呈现截然不同[2]。心脏病按种类大致分为冠心病、肺心病、心衰、先心病、高血压性心脏病、急性和慢性风湿性心脏病[3]。冠状动脉粥样硬化、狭窄会导致心肌供血不足，收缩和舒张功能受到影响。长期高血压也会对冠状动脉血管造成破坏[4]，同样影响到心肌功能。此外，高血压还会使腔室发生扩张[5]，肺动脉高压会导致右室扩张[6]，而急性或慢性风湿性心脏病会导致瓣膜狭窄或功能不全[7]。由此可见，心脏发生病变主要涉及心肌功能、腔室间隔形态和瓣膜状态等三种器质性变化。而这些改变将会导致心腔内的血流发生变化，形成更加复杂的血流形态。

多普勒超声是临床上检查心脏血流病变的重要手段之一。传统的多普勒超声，包括脉冲波、连续波和彩色多普勒均难以直观地显示涡流或湍流等非层流复杂流动形态及其具体方向信息[8]。超声向量血流成像作为一个创新技术[9]，能够得到血流速度的大小和方向，从而可以显示复杂的血流形态，为观察心腔和瓣膜周围血流变化直接提供可视化结果。基于速度的大小和方向信息还可以得到更多的血流动力学参数，为进一步临床研究提供更多的定量信息。

传统心脏超声检查由于受到声窗的限制，使得心脏超声技术的实现难度远大于其他部位。对于超声向量血流成像，如果想要应用到心脏，其技术实现难度更大。以至于目前，基于多普勒计算方法的向量血流产品化只是应用在颈部[10-12]和腹部的血流[13]，而心脏超声向量血流产品化目前采用的则是流体力学原理[14-15]和斑点跟踪[16]等非多普勒方法。下面将重点阐述心脏向量血流当前存在的问题以及产品化实现的难点，并提出一种可以解决所述问题的方案，进而使多普勒超声心脏向量血流产品化的实现成为可能。

1 心脏向量血流成像技术

1.1 现有技术回顾

向量血流图（vector flow mapping,VFM），是日立Aloka公司早期提出的一种基于流体力学原理[14-15]，实现的心脏向量血流成像。该技术利用了流体的连续性方程，以斑点跟踪法得到的心腔室壁运动速度作为边界条件，再结合传统彩超信息计算血流在心腔内的向量速度。血流形态被分为层流和涡流两种。这也是该技术的主要缺陷，湍流等更加复杂的血流形态是无法通过计算得到的。

横向振荡法（transverse oscillation,TO）早期由丹麦超声专家JENSEN教授提出[17-18]。丹麦BK Medical公司在其线阵和凸阵探头上实现了向量血流（vector flow imaging,VFI）产品化，但目前还未在用于心脏检查的相控阵探头上完成产品化。迈瑞V Flow动态向量血流成像则采用了多角度多普勒法[19-20]，在线阵探头上实现了产品化[21]，目前主要应用在颈动脉等一些浅表血管的检查中。相比VFM和VFI方法，V Flow最大的优势就是帧率更高，可达几百甚至上千帧每秒。从而可以看到血流在不同心动时相（毫秒级）的细节变化，用于临床研究[11,22-23]。血流斑点成像（blood speckle imaging,BSI）是一种较新的心脏向量血流成像技术[16]，它基于平面波成像和斑点跟踪法计算心腔内的血流向量速度，其帧率也可达到几百帧每秒，目前主要应用于小儿心脏[16]，其扫描深度较浅。

1.2 技术实现难点

正如引言所述，心脏血流成像主要受到穿透力和声窗的限制。这两个因素本身也是相互制约的。心脏被肋骨遮挡，经胸检查只能从肋间隙发射超声波，导致声窗远小于颈部或腹部的超声检查。而声窗小则发射的超声波能量较弱，使得信噪比低从而造成穿透力不足。而成人心脏需要达到的扫描深度通常为12～16 cm（甚至更深），远大于浅表血管的2～5 cm，相当于在信噪比相对较弱的情况下还要求得到更高的穿透力。当心脏的血流速度较高，出现狭窄等病变时，瓣膜处血流可达3 m/s以上，而心脏血流以竖直也就是平行于超声传播方向为主，速度测量通常是不做角度校正的，因此更加使得多普勒测量范围的需求远高于腹部血流。心脏在扫描深度和测速范围都有更高的临床应用要求，如图2所示。

图2 心脏血流、浅表血流和腹部血流对于扫描深度和测速范围的临床应用需求Fig.2 The clinical application needs of the imaging depth and velocity range for cardiac blood flow,superficial blood flow,and abdominal blood flow

采用频率较低的探头可以减少声衰减从而增加穿透力，但同时也牺牲了图像的空间分辨率。血流速度测量还可能出现混叠现象，即当血流速度超过最大可测量值时会发生速度方向的反转。这会极大地影响速度计算的精度，尤其是向量血流成像。增大脉冲重复频率（pulse repetition frequency,PRF）或降低超声波的中心频率都可以增大最大可测量速度，从而尽量避免混叠的发生。但是，PRF不能无限制地增大，它受限于扫描深度。最大PRF是由物理声速和扫描深度共同决定的[24]，因此需要寻找折中方案实现测速范围与扫描深度的优化与平衡。

心脏向量血流成像，需要从几个角度满足临床需要。首先应该精确地计算出速度的大小和方向，因此混叠是需要避免的。心脏血流复杂且变化很快，不仅存在层流和涡流，得到的应该是真实的血流，包括各种复杂血流形态。需要更高的帧率以满足心脏血流动力学的相关临床研究。因此，VFM不能完全满足这些需求。而基于斑点跟踪的BSI则在穿透力上难以满足成人心脏的扫描。采用多角度多普勒法，虽然计算精度和穿透力都会相对有所提高。但如果发射角度过多，也容易造成混叠。为了提高帧率，当相控阵采用平面波成像时，受到声窗的限制，多角度重叠的区域也会变少，远不如线阵的效果。心脏向量血流成像方法相比传统心脏血流成像受到的限制更多，归纳起来如图3所示，在五个维度上不同方法各有千秋，但无法实现各项测量能力的兼顾，会呈现出顾此失彼的情况。

图3 三种不同心脏向量血流方法的各项血流相关测量能力Fig.3 Blood flow measurement capability for three different cardiac ultrasound vector flow imaging

1.3 新技术解决方案

为解决上述问题，帧率、穿透力和计算精度需同时考虑并满足临床研究。多普勒法是实现成人心脏穿透力和精确计算血流速度的本质。多角度多普勒是计算向量速度的必要条件。为了实现高帧率成像，并且同时保证多角度扫描重叠的区域不会减少，我们提出了一种以发散波成像为基础的超声向量血流成像方法[25-26]。发散波成像具有两个不同的虚焦点（见图4），对应不同的扫描区域，每个虚焦点的发散波扫描可以得到一个对应速度分量，两个不同分量合成重建得到向量速度（见图5）。这样重叠部分就是可以进行向量血流成像的区域。

图4 相控阵发散波成像扫描，两个不同的虚焦点所覆盖的重叠区域[25]Fig.4 Diverging wave transmission based on phased array transducer,the overlapped zone covered by two different virtual focus

图5 基于发散波扫描结合两个不同虚焦点产生的速度分量，进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

基于发散波扫描，成像帧率可以达到几百甚至数千帧每秒，实现高帧率心脏向量血流成像。多角度多普勒法也可更有效地实现向量速度的精确计算。然而，发散波能量分散，回波信号更加微弱。为了验证其可行性，我们采用Field II[27-28]进行了发散波、平面波以及聚焦波的仿真对比研究。

平面波、发散波和聚焦波发射均采用相控阵探头，中心频率为2.5 MHz。衰减系数为0.5 dB/(MHz·cm)，该值可参考相关文献[29-30]。对比发射声场在3～16 cm时的不同发射条件的声场能量。如图6(a)所示，发散波声场的能量虽然低于平面波，但其覆盖面积大于平面波，尤其是在远场。发散波在10 cm深度（虚焦点为-6 cm）的能量与聚焦波14 cm深度（焦点为10 cm）的能量峰值持平，然而此时聚焦波覆盖的范围仅在峰值区域（＜0.5 cm），而发散波则可达到6 cm左右。更大的扫描覆盖面积是实现高帧率相控阵向量血流成像的基础。

此外，聚焦波扫描实现的血流成像，包大小（采样个数）[8]一般在8～16[31]。而发散波血流成像，其包大小可以是几十（例如32、64等）甚者100以上（例如128、192等）。这样相当于信噪比又提高了10～20 dB，其在很大程度上弥补了发散波血流成像信噪比低的劣势。如图6(b)所示，经过校正后的发散波与聚焦波声场能量对比，可以发现发散波成像在扫描深度为14 cm时，仍然可以达到聚焦波扫描深度为14 cm（焦点为7 cm）时的信噪比。这样就可以有效地进行较深处的血流成像，从而实现高帧率的心脏向量血流成像。再者，发散波的虚焦点也可以进行调整，优化扫描范围和发射能量可使其达到最优的折中方案。图6(c)为虚焦点为-4 cm时发散波在不同深度的能量分布。相比图6(b)（虚焦点为-6 cm），由图6(c)可见，虽然声场能量略微有所下降，但其覆盖范围由图6(b)的6 cm左右提高到了图6(c)的8 cm左右。

图6 不同发射波形在不同深度的声场能量Fig.6 The acoustic energy under different emission waveforms at different depths

2 总结与展望

超声心动图一直以来都是医学超声成像中最难实现的。高帧率心脏超声向量血流成像则是一项难上加难的超声新技术。心脏不但是人体中最重要的器官，也是存在超高速血流且最复杂流体形态的部位。因此，实现高帧率向量血流成像是进行心脏血流动力学深入研究的基础。我们提出的基于发散波的心脏超声向量血流，其声场能量在满足相应条件下，与传统聚焦波发射声场具有可比性；其扫描范围可大幅提升，因此具备实现高帧率血流成像的可行性。

由于计算向量速度首先需要得到至少两个不同的速度分量，我们提出两个不同虚焦点扫描，当采用交替扫描时，实际PRF将下降50%，使最大可测量速度减小到原来的一半。这样就会增大混叠的可能性。为解决该问题，可以通过非交替的扫描方式，即完成一个速度分量（对应第一个虚焦点）的多次扫描后再进行第二个速度分量（对应第二个虚焦点）的扫描。这种方式不会改变PRF，但会使成像帧率下降，使其无法实现高帧率血流成像。此外，还可以通过不同孔径接收的方式得到不同的速度分量，这样也不会改变PRF。但由于声窗的限制，这种做法会使信噪比下降。再者，虽然发散波血流速度计算的包大小可以远大于传统方法，从而导致信噪比增加。但随着包大小的增加，其信号的去相关程度也会增大，并且高速血流的速度值也会被低估。

发散波血流成像的研究目前还处于初级阶段。心脏超声向量血流成像受到声窗小的限制，且需要满足高穿透力、高帧率和无混叠等临床应用要求。这是当前超声成像新技术发展的一个巨大挑战。未来，心脏向量血流应利用好当前已存在的二维面阵探头技术，继续发挥发散波区域式扫描的优势，不断提升发散波的信噪比，设计更有效的扫描策略，使其实现无混叠高帧率乃至三维的向量血流成像。