趙菲菲 佟玲 羅建文 清華大學生物醫(yī)學工程系 （北京 100084）

0.簡介

心臟是人體最重要的器官，為全身血液循環(huán)提供動力。它是一個自主節(jié)律運動器官，其運動是由竇房結起搏，經纖維束傳導的順序性收縮和舒張過程。正常成年人的心臟平均每分鐘跳動約75 次，相當于約0.8 秒完成一次收縮和舒張運動。對心臟的運動過程進行成像，便于了解心臟的結構和功能，并且對臨床上心臟疾病的診斷具有重要意義[1]。超聲心動圖由于其無損、便攜、價格低廉的特點是臨床上診斷心臟疾病的一種常規(guī)手段。目前，傳統(tǒng)二維超聲心動圖的幀頻在25～40Hz，可以對心臟的結構信息和室壁的周期性運動進行實時成像評估。 然而，這一幀頻卻無法捕捉心動周期中一些比較重要，可能具有診斷意義的瞬時時相，比如等容收縮和等容舒張時相。近年來，超高速超聲成像成為研究熱點[2,3]，有很多研究旨在盡可能提高超聲成像幀頻，為更細致的心臟功能成像提供可能。提高超聲成像幀頻的關鍵在于減低每幀發(fā)射次數，可用方法有回顧性心電門控技術 (Retrospective ECG gating)，平面波/球面波成像 (Plane wave/diverging wave imaging)，以及并行發(fā)射、并行接收波束合成 (Multi-line transmit/acquisition, MLT/MLA)等。本文將對以上幾種高幀頻成像方法的原理進行闡述，并對其目前研究現狀及潛在臨床應用價值和局限性進行討論。

1.超高速心臟成像方法

超聲成像基于聲脈沖回波響應原理，向組織內發(fā)射一個超聲脈沖，由于組織內聲阻抗的不同，超聲波在組織中傳播會產生回波信號，對其進行采集并作適當處理可用于成像。傳統(tǒng)心臟超聲成像采用聚焦波束（見圖1A），對目標區(qū)域(一般為扇形)進行線掃描式成像。對90°張角的扇形區(qū)域，一般需要180 次線掃描。 組織內聲速一般為1540m/s，心臟成像，深度一般為 15cm，獲得一幅圖像的時間約為36ms，即幀頻為28Hz。由于組織中的聲速固定，并且心臟的位置基本不變，所以提高幀頻的唯一辦法就是減少生成一幀圖像所需發(fā)射的掃描超聲脈沖次數。然而，對于一個固定的成像視野來說，減少發(fā)射超聲波的次數，一般都會降低其圖像的空間分辨率。 因此超聲心臟成像中，如何在空間分辨率和時間分辨率之間做一個權衡一直是難題，也是領域內的研究熱點。

1.1 并行接收波束合成（Multi-Line Acquisition, MLA）

為了提高幀頻而不犧牲線密度和成像視野，目前大多數醫(yī)用超聲系統(tǒng)采用的是并行接收波束合成技術[4]。在這個方法中，每一次發(fā)射可以同時合成多條相鄰的掃描線。例如，一個4MLA 系統(tǒng)中，一次發(fā)射可以同時合成4 條線，將幀頻提高4 倍。然而為了實現并行接收，發(fā)射波束需要拓寬以覆蓋每次合成的區(qū)域，即需要發(fā)射寬波束。波束的拓寬可以通過減少發(fā)射所使用的陣元數來實現，即欠聚焦波束（見圖1.B）。發(fā)射時使用的陣元越少，其波束就越寬，但也會降低發(fā)射能力，從而降低圖像的信噪比。此外，波束變寬會引起橫向分辨率的降低。一般采用欠聚焦發(fā)射波束時，每次發(fā)射一般最多合成4 條掃描線。

1.2 回顧性心電門控（Retrospective ECG Gating）

此外，想要提高幀頻同時不犧牲空間分辨率和成像視野，也可采用回顧性心電門控技術[5][6]。在此成像方法中，一個大的扇形成像區(qū)域首先被分成眾多子扇形，分別掃描每個子扇形區(qū)域，同時采集心電信號作為后期子區(qū)域對齊拼接的時相記錄標志。由于每個子區(qū)域成像視野非常小，故此可以實現一個很高的幀頻，而成整幅圖像的幀頻就等于每個子區(qū)域成像時的幀頻。該方法存在的問題是如果不同心動周期的心電信號變化不規(guī)律，則不能夠依賴心電門控來重建。所以，其在臨床上無法應用于房顫病人的診斷成像。為了避免這個問題，當心電信號不規(guī)律的時候，也可以選擇用運動匹配的方法來拼成一幅圖像[7]。

1.3 平面波/球面波成像（Plane/Spherical Wave Imaging）

為了避免門控采集時間過長，近年來的研究熱點是通過發(fā)射非聚集的平面波或者球面波（圖1.C 和D）來提高幀頻[8]。非聚集波束可以覆蓋較大的成像區(qū)域，因此一次發(fā)射可以并行合成較多數目的掃描線，從而大幅度提高幀頻。此外，非聚集波束一般采用全孔徑發(fā)射，相比欠聚焦波束其發(fā)射能量更高，穿透性更好。采用非聚集波束，圖像的空間分辨率和對比度較差，一般需要采用空間相干復合成像[9]，即對同一成像區(qū)域，采用平面波或球面波在不同方向予以成像，并將各自發(fā)射重建的圖像進行簡單的疊加平均 （圖2）。由于復合成像方法需要更多的發(fā)射次數，因而會降低有效幀頻增益。實際中，需要根據不同的應用情況在幀頻和圖像質量之間做以權衡。需要指出的是，相干疊加的多個平面波/球面波是依次發(fā)射，對運動物體成像是有時相偏差，因此疊加平均也會帶來相應的運動偽影。此外，球面波發(fā)射相比聚焦波束來說聲壓低，不利于產生諧波，則不能應用于諧波成像。

圖1. 超高速成像模式

圖2. 球面波相干疊加成像

1.4 并 行 發(fā) 射 波 束 合 成（Multi-Line Transmit, MLT）

盡管該技術二十多年前就被提出[10,11]，但并行發(fā)射波束間的串擾抑制一直是個難題。直到最近，相關研究組才證明合理設置并行發(fā)射波束間的夾角，并采用發(fā)射和接收變跡可有效抑制并行發(fā)射中串擾引起的偽像，在獲得高幀頻同時，確保與傳統(tǒng)成像近似的高圖像質量[12,13]。與所有之前提到的方法不同，并行發(fā)射采用聚焦波束（圖1.E），不會影響空間分辨率。此方法可與MLA技術結合起來，從而獲得更高幀頻[13]。但需要注意的是，并行發(fā)射波束合成在近場區(qū)由于聲波波束的多重疊加，可能會引起生物熱效應而損傷組織；適當調整并行發(fā)射波束間的相位或者延時，可實現這種情況[14]。

2.超高速心臟成像應用

2.1 B 模式成像（B-mode Imaging）

前面提及的所有方法均可用于心臟的B 模式成像?；仡櫺孕碾婇T控掃描90 度區(qū)域，成像幀頻可達到500Hz[5]。平面波/球面波發(fā)射相干疊加成像的幀頻可達到1000～2500Hz[15]。這些高幀頻成像方法都已得到了在體實驗驗證。然而，考慮到幀頻和圖像質量之間的內在矛盾，高幀頻B 模式成像在臨床上的應用還比較局限。究竟能從超高速心臟超聲成像中得到什么樣的有價值的信息還需要進一步研究考證。

2.2 心肌運動與形變成像（Myocardial Motion and Deformation Imaging）

高幀頻成像的一個潛在優(yōu)勢是可為基于心肌運動和形變分析的心肌功能定量評估提供更為細致的、精準的信息[16]。采用傳統(tǒng)的聚焦成像模式，基于組織多普勒技術或散斑追蹤技術可以對心肌運動與形變信息進行粗略的定量化評估，但卻無法捕捉到一些具有潛在診斷價值的瞬時事件/時相，高幀頻成像則為彌補這一不足提供了可能性。比如，非復合平面波成像已被證明可用于心肌運動成像[9,17]。盡管采用非復合式成像，圖像質量較差，然而鑒于心臟功能成像中，對高幀頻的需求往往優(yōu)先于圖像質量，因此心臟功能成像中，采用非復合式平面波成像實現高幀頻可能更為重要。同樣，球面波也可以用來對心肌運動進行成像，并獲取高時間分辨率的心肌運動信息[15]。盡管這些超高速的心肌運動/變形成像所帶來的附加應用價值仍然需要在動物和臨床實驗中加以驗證，但毋容置疑的是，其將使傳統(tǒng)心臟超聲診斷步入一個新的階段。

2.3 心肌粘彈性成像（Imaging Viscoelastic Properties of the Myocardium）

高幀頻成像也能提供心肌力學信息，如（局部）硬度和粘彈性等。剪切波方向垂直于超聲波束傳播方向，傳播速度遠遠低于超聲波速，因此可用超聲波進行捕捉。但是由于其在組織中衰減很快，存在時間短，需要較高的幀頻才可捕獲成像。剪切波速度于心肌的粘彈性直接相關，因此剪切波成像可以用來評估心肌的力學特性。

最初，Kanai 研究組通過稀疏二維采樣的方法實現了高幀頻成像，定性捕捉到了由于主動脈瓣關閉所引發(fā)的室間隔上的剪切波傳播，并由此得到心肌的粘彈性等信息。后來，Pernot 等人采用線陣探頭，觀察到了離體老鼠心臟中的剪切波傳播，并對其整個心動周期中的心肌彈性變化進行了研究，證實收縮末期的心肌彈性是和心臟收縮功能緊密相關的[18～20]。晚些時候，同一個研究組也實現了在體開胸羊心臟的剪切波成像，并證明高幀頻剪切波可用于心肌纖維走向信息的估計[21]。目前，剪切波成像主要局限在線陣探頭與開胸的動物試驗中。直到最近，相關研究組證明了相控陣下剪切波成像的可能性[22]，并分別對人和動物進行了在體閉胸實驗。需要指出的是，剪切波成像仍然存在較多技術上的挑戰(zhàn)，如產生剪切波一般需要足夠的聲輻射力，并且力的方向要垂直于心肌壁，鑒于心臟在不停的收縮和舒張，這在臨床經胸的心臟成像中是比較難以實現的。但總的來說，心臟剪切波成像仍有可能在未來臨床心臟診斷中獲得一席之地。

2.4 心肌灌注成像（Myocardial Perfusion Imaging）

提高幀頻高可以增加探測低血流量的靈敏度，使得用超高速多普勒技術研究心肌內血流運動成為可能[23～25]。目前大多數研究均是應用線陣探頭在下開胸動物中進行的，對心肌梗死導致的血流異常變化進行探索。

心肌灌注成像的另一種模式是使用微泡的心肌造影成像。相關研究組證明，用超高速復合平面波成像可以在脈管系統(tǒng)中監(jiān)控微泡的聚集，且與傳統(tǒng)成像相比圖像質量基本一樣，但對比度更高[26]。

2.5 多普勒血流成像（Blood-pool Doppler Imaging）

臨床上彩色血流成像和脈沖多普勒成像分別提供血流顯像的空間和定量信息。超高速心腔內血流成像仍然基于多普勒原理，但能夠基于一次發(fā)射的數據同時得到B 模式圖像和血流顯像，并且克服傳統(tǒng)血流成像的局限，獲取整個二維采樣平面內任意點的定量的血流速度信息和頻譜信息，為更為復雜的腔內血流動力學診斷提供基礎。

相關研究實現了利用球面波成像，無造影劑的左心室內血流周期性顯像[23]，幀頻能夠達到2400Hz。然而，此研究中只利用了兩個球面波相干疊加，圖像的分辨率大大降低。

2.6 心臟機械起搏成像（Mechanical Activation Mapping）

心臟運動是始于竇房結的電激勵，經由纖維束傳導該電信號并引起心肌收縮和舒張的過程。假設從心肌產生電信號到引起心肌收縮 （即心電機械耦合過程）的時間在心臟不同位置中是恒定的，則可通過追蹤心肌運動反推出心電起搏傳導的過程，對研究電傳導紊亂等疾病就有重要意義。有研究表明，心臟電信息傳導過程時間一般小于2ms，因此想要捕捉到這一瞬時事件，需要至少500Hz 的高幀頻。 最初，高幀頻心肌機械起搏成像是通過減少線密度的方法來實現的[27,28]，后來發(fā)展出了回顧性心電門控技術[7,29, 30]。直到平面波和球面波成像被提出后，才真正實現了用高幀頻追蹤單個心動周期內的機械起搏過程[31][32]。

3.潛在臨床價值和局限性

臨床上，高時間分辨率成像應用于心臟成像診斷優(yōu)勢是非常明顯的。心動周期中有非常多的瞬時過程，例如等容收縮與舒張，需要高幀頻才可成像。超高速心臟超聲成像可用于胎兒超聲成像。雖然彩色組織多普勒成像能夠獲得胎兒心室壁的速度與應變，但是胎兒的心跳較快，需要更高的時間分辨率來獲取更細致的信息[33]。目前臨床上基于模板匹配追蹤可以實現心肌速度和應變的測量，并且也證實了這些參數在診斷新生胎兒發(fā)育正常與否的診斷中具有一定的意義[34,35]，結合超高速成像，相信能夠獲得更有價值的信息。

超高速心臟超聲成像，能夠實現心肌力學、心臟電傳導和心腔內血流的融合顯像，能夠比較全面、系統(tǒng)的探究心肌動力學、血流動力學，以及心臟電起搏和機械起搏之間的耦合關系，由此更好地探索心臟疾病的發(fā)病機理并提供新的診斷信息。超高速心臟成像應用于心肌灌注成像的優(yōu)勢在于能夠增加多普勒系統(tǒng)探測的靈敏度，在微泡造影成像中增加對造影劑濃度的靈敏性，從而避免較高的造影劑注射以及由此引起的偽影。

等容收縮期加速度和隔閃分別作為心肌收縮功能異常和房顫病人的再同步治療效果評價指標，有非常重要的臨床意義[36,37]，超高速成像使這些信息的獲得更為可靠。

剪切波成像能夠獲得心肌粘彈性信息，臨床上適用于心力衰竭和心肌炎的病人診斷中。此外，剪切波成像還能對心肌的纖維走向進行估計，以此探究心肌功能變化與心肌纖維走向的關系。

現階段，雖然高幀頻成像方法多集中在二維超聲成像中，這些方法可以很直接地拓展到三維方向上，從而大大提高三維成像的時間分辨率。

盡管超高速成像有著很多的優(yōu)勢與益處，但其主要缺點就是在實現高幀頻的同時會降低空間分辨率，尤其是橫向分辨率，對圖像的信噪比也有影響。同時，隨著超高速超聲成像的發(fā)展和應用，臨床上要考慮的問題是超高速采集帶來的大數據量的處理問題，包括數據接收、轉換和重建等，這對硬件的提升以及軟件的算法加速是個考驗。臨床應用中，便攜性與實時性也是要考慮的重要方面，上述的超高速成像則是對這兩個方面的挑戰(zhàn)。

4.結論

超高速心臟成像是超聲心動圖發(fā)展的一個飛躍，可能會給臨床診斷帶來益處?？紤]到技術進步可以慢慢彌補其缺陷，因此在未來的臨床診斷中，超高速超聲成像可能會成為診斷工具中不可分割的一部分，同時也會有助于新信息獲取以及為心臟動力學特性的理解提供新的思路。致謝：本文得到青年千人計劃、國家自然科學基金優(yōu)秀青年科學基金項目（61322101）及面上項目（61271131、81471665）、中國博士后科學基金面上項目(2014M560094)和國家博士后國際交流計劃-引進項目資助。

[1] 黃成武, 羅建文. 心血管彈性成像方法簡介. 世界醫(yī)療器械, 2015(2):9-33.

[2] 何瓊, 羅建文. 超高速超聲成像的研究進展. 中國醫(yī)學影像技術, 2014(08):1251-1255.

[3] Maja C, Tong L, George R, D'hooge J. Ultrafast cardiac ultrasound imaging: technical principles, applications, and clinical benefits. Phys Med Biol, 2014,59(19):L1-L13.

文獻[4]～[37]略。