杜宜綱 朱 磊 李雙雙 章希睿 桑茂棟 向蘭茜 王 彥 林穆清 陳志杰 何緒金

0 引言

臨床上常用的超聲血流成像主要是彩色多普勒和脈沖多普勒，前者可以結(jié)合灰階圖像(B 圖像)對血管做定性分析，后者主要做血流的定量測量并進行相應(yīng)的臨床診斷，二者對血流成像均存在一定角度依賴。傳統(tǒng)多普勒還包括能量多普勒與連續(xù)多普勒，其特點是高速血流成像和定量測量時不會發(fā)生混疊[1]，且能量多普勒的角度依賴性較小。

傳統(tǒng)多普勒方法存在一定技術(shù)缺陷：首先，速度的直接測值是沿超聲傳播方向的速度分量，不是實際速度大??；其次，速度的實際方向無法直接得到，需要根據(jù)血管走勢進行相應(yīng)判斷；如此，在做定量測量時需要角度校正，容易造成測量誤差。再次，當(dāng)血管結(jié)構(gòu)較為復(fù)雜時，例如，頸動脈分叉等，無法判斷血流的實際方向，也就意味著不能做角度校正，因此無法間接得到速度的實際大小[2]。再者，雖然連續(xù)多普勒可以克服混疊問題，但它無法對測量結(jié)果進行空間定位。

此外，彩色多普勒主要應(yīng)用于定性分析，混疊對其進行臨床診斷的影響不大。彩色多普勒成像效果的主要評價指標是靈敏度，它與自相關(guān)算法中的包大小(采樣個數(shù))，也就是血流速度計算時采用的信號長度直接相關(guān)，還與脈沖重復(fù)頻率(Pulse repetition frequency, PRF)以及所測血流速度的大小都有一定關(guān)系[2]。靈敏度過高會導(dǎo)致將組織移動識別為低速血流，出現(xiàn)血流溢出的現(xiàn)象；靈敏度太低則無法識別出低速血流。再者，靈敏度還與血流成像的壁濾波器及對應(yīng)的截止頻率有很大關(guān)系。

脈沖多普勒做定量測量時需要將采樣門放置到血管中血流速度最大的位置進行測量。但在實際應(yīng)用中，最大速度不一定始終在血管的中心位置，這使得脈沖多普勒采樣門所放位置的血流速度很可能不是沿直徑的最大速度[3]，從而進一步影響血流速度定量測量的準確度。

以上總結(jié)了傳統(tǒng)多普勒血流成像的幾個弊端，包括速度大小和方向測量的技術(shù)局限、混疊問題、靈敏度問題和脈沖多普勒測量位置的選取問題。本文將闡述當(dāng)前血管超聲成像的多個高級功能，分析這些可用于解決或改進以上所述傳統(tǒng)方法主要弊端的新技術(shù)，并結(jié)合臨床應(yīng)用進行一個綜述性的總結(jié)。

1 高級功能及其技術(shù)特點

近年來，血管超聲新技術(shù)發(fā)展迅速，傳統(tǒng)多普勒的很多技術(shù)局限得以被克服。本段共分為3 節(jié)內(nèi)容，重點闡述基于新技術(shù)的血管高級血流成像功能以及不同技術(shù)的優(yōu)缺點。其中，第一部分著重介紹向量血流成像(Vector flow imaging, VFI)并結(jié)合文獻闡述不同實現(xiàn)方式的特點，該技術(shù)解決了定量測量速度大小和方向的局限；第二部分全面介紹其他超聲血流相關(guān)的新技術(shù)，闡述混疊、靈敏度和脈沖多普勒測量位置等問題對應(yīng)的新技術(shù)解決方法；第三部分介紹血管彈性相關(guān)的測量分析新技術(shù)。

1.1 超聲向量血流成像技術(shù)

為了解決傳統(tǒng)多普勒只能測量超聲傳播方向速度分量的問題，近年來很多研究嘗試了各種不同的方法，并試圖直接測量出血流速度的實際大小和方向，即血流的向量速度，這種直接測量血流向量速度的方法可以統(tǒng)稱為向量血流技術(shù)。早期的研究采用了散斑跟蹤法，得到不受角度依賴的血流成像結(jié)果[4]。基于多角度結(jié)合多普勒的方法是最早的向量速度測量雛形[5]，但當(dāng)時的研究是基于多個單陣元探頭實現(xiàn)的。交叉波束[6]和橫向波振蕩法(Transverse oscillation, TO)[7]實現(xiàn)了基于多陣元探頭的向量血流成像，前者可以看作是多個角度的多普勒血流分別成像，通過不同角度的擬合重建得到向量速度；后者是通過不同角度的同時發(fā)射或不同孔徑和變跡實現(xiàn)的不同接收角度，先制造出橫向振蕩的聲場，從而計算得到血流的橫向速度，然后再與傳統(tǒng)多普勒得到的縱向速度合成向量速度。

隨時間的發(fā)展，這兩種方法有了更多的研究進展，其中TO經(jīng)歷了十幾年不斷的演化和發(fā)展[8?10]，不僅實現(xiàn)了產(chǎn)品化，而且還開展了三維向量血流成像的深入研究[11?12]，先后在32×32 陣元的面陣探頭和行列尋址的面陣探頭上實現(xiàn)了基于TO方法的三維超聲向量血流成像。TO 方法的掃描方式可與傳統(tǒng)彩色多普勒(彩超)十分相近。通過接收變跡處理實現(xiàn)橫向振蕩。TO 與彩超相比，除向量速度計算這一環(huán)節(jié)之外，僅波束合成有所不同。實現(xiàn)產(chǎn)品化對于系統(tǒng)軟硬件的要求相比彩超并沒有明顯的提高。這種方法相當(dāng)于兼顧了成本與技術(shù)創(chuàng)新，但其計算精度單指TO而言理論上并不具備非常大的可提升潛力，因為得到的回波信號始終與傳統(tǒng)彩超幾乎是相同的。雖然有研究結(jié)合定向波束合成[13]通過自校正提升了TO 的計算精度，但這種定向橫向波振蕩方法(Directional transverse oscillation, DTO)也使TO 波束合成的效率下降了90%以上[10]。而交叉波束法通過進一步的改進和演變，實現(xiàn)了基于平面波多角度發(fā)射接收組合的高幀率向量血流成像[14]。過往研究證實了由于向量速度可以基于多個不同角度的速度分量合成得到，計算精度可進一步的提升(角度越多，精度越高)[15]，但同時也會消耗更多的軟硬件資源，增加發(fā)生混疊的概率。高幀率向量血流結(jié)合新的動態(tài)顯示方式，可以更加直觀地顯示出血流的流動效果[14]。該技術(shù)也實現(xiàn)了產(chǎn)品化[16?17]，使高幀率動態(tài)向量血流成像走向臨床[18?19]。下面具體闡述該技術(shù)的產(chǎn)品化應(yīng)用特點。

高幀率動態(tài)向量血流成像(V Flow)作為一個血流成像的高級功能，可在邁瑞彩色多普勒超聲診斷系統(tǒng)Resona 7 上使用。如前所述，該技術(shù)采用了多角度發(fā)射和接收，每個不同角度都可以得到一個對應(yīng)的速度分量，通過角度擬合得到最終的向量速度[14,16]。相比傳統(tǒng)的彩色多普勒和脈沖多普勒，V Flow 最大的技術(shù)特點是它可以直接測量血流速度在成像平面上的實際大小和方向。圖1為一例頸動脈血流V Flow 與傳統(tǒng)彩超的成像結(jié)果對比(圖像通過Resona 7 采集得到)。其中，流入頸外動脈的血流和頸動脈竇的渦流(圖1空心箭頭所指)，兩處血流的流向彩超只能以不同顏色(紅色)區(qū)分，而V Flow的向量箭頭則更加清楚地顯示出血流方向。其次，V Flow 采用了交替發(fā)射掃描技術(shù)[16,20]。其中，平面波發(fā)射使得顯示幀率可達每秒數(shù)百幀；聚焦波發(fā)射確保了組織結(jié)構(gòu)B圖像的空間分辨率。動態(tài)血流結(jié)合B 圖的連續(xù)顯示方式[14,16,20?21]，使其可以捕捉到毫秒級時間內(nèi)的血流形態(tài)變化過程[19]。但由于每個角度的速度分量仍然是根據(jù)傳統(tǒng)多普勒原理計算得到的，因此V Flow同樣也會受到混疊的限制，可測量的最大速度與PRF 成正比、與探頭的中心頻率成反比，此外還與探頭表面和實際速度方向的夾角有一定關(guān)系?？蓽y量的最小速度一般用靈敏度來衡量，正如引言部分所述，它與PRF、包大小(采樣個數(shù))和壁濾波器有關(guān)。其中，采樣個數(shù)與靈敏度成正比，當(dāng)采樣個數(shù)不變時PRF與靈敏度成反比，而壁濾波器在某種意義上對于靈敏度的影響最大。因為改變采樣個數(shù)和PRF 雖然可以實現(xiàn)更低流速的測量，但同時也會引入組織運動。這種高靈敏度會對血流成像效果起到負面作用。下面將介紹一些其他超聲血流相關(guān)的新技術(shù)，包括解決血流混疊問題的新方法、更高級的血流壁濾波器以及圖像處理技術(shù)。

圖1 正常成人頸動脈血流Fig.1 Carotid blood flow in a normal adult

1.2 超聲血流新技術(shù)

對于高速血流，尤其是定量測量，混疊是當(dāng)前最主要的一個問題。Muth等[22]通過圖像后處理對彩超圖像進行了去混疊，但混疊對于主要做定性分析的彩超實際上并沒有太大影響。Posada 等[23]采用不同PRF交錯發(fā)射，用于突破傳統(tǒng)自相關(guān)法混疊的限制，實現(xiàn)更大的可測量速度。但混疊不僅與PRF和探頭的中心頻率相關(guān)，還受限于物理聲速。后者一直以來可稱之為一個無法逾越的鴻溝，然而在最新的研究中，Jensen[24?25]提出了一種組合方法，借助交替掃描結(jié)合互相關(guān)法(而不是傳統(tǒng)的自相關(guān)法)，使得最大可測量速度在PRF 為5～10 kHz時達到了3～7 m/s 甚至更高的可測范圍。該技術(shù)的交替掃描使合成孔徑成像(Synthetic aperture imaging, SAI)有效的PRF 比起傳統(tǒng)SAI 提高了N倍，這里的N可看作一幀高空間分辨率SAI 圖像的復(fù)合次數(shù)。但這種交替掃描還不能克服物理聲速的限制，仍需平衡掃描深度與PRF的關(guān)系?；ハ嚓P(guān)法真正打破了傳統(tǒng)的混疊限制，更有效地實現(xiàn)了去混疊。該方法屬于比較新的研究成果，產(chǎn)品化應(yīng)用還需更多相關(guān)技術(shù)的積累和時間的沉淀。

傳統(tǒng)多普勒超聲血流成像的壁濾波常采用無限脈沖響應(yīng)(Infinite impulse response, IIR)或有限脈沖響應(yīng)(Finite impulse response, FIR)高通濾波器。為了更好地區(qū)分組織運動和低速血流，近年來許多研究采用了更高級的血流壁濾波器，例如，基于奇異值分解(Singular value decomposition, SVD)和低秩理論的壁濾波器[26?27]。這類新型壁濾波器可以較好地識別出微小血流，明顯提升了血流的靈敏度，同時也需要非常大的運算量[28]。然而，對于慢速血流的探測，超聲造影成像具體先天的優(yōu)勢。一方面其成像機制建立在微泡的強散射回波基礎(chǔ)上，較其他血流成像手段具有更高信噪比的優(yōu)勢[29]；另一方面就幅度成像方法論而言，超聲造影主要采用脈沖反轉(zhuǎn)(Pulse inversion, PI)、幅度調(diào)制(Amplitude modulation, AM)和幅度調(diào)制脈沖反轉(zhuǎn)(Amplitude modulation pulse inversion, AMPI)等脈沖序列技術(shù)來提取微泡信號的幅度信息，并最終用于成像[30?31]。所謂的幅度成像方法論，就是僅僅基于回波的幅度信息進行成像，無需借助頻移、相位等與速度相關(guān)的物理量。由此可見，造影是一種唯幅度域的成像模式，因而對血流速度幾無要求，可以觀察到極慢速甚至幾乎靜止的血流。而基于高級壁濾波器的血流成像，有研究稱其最小可識別的血流速度在每秒毫米級水平[26]。

血流可通過傳統(tǒng)多普勒、向量血流、造影等技術(shù)進行定性和定量的分析與測量。在最新的彩色多普勒成像中，還引入了立體血流顯示，該技術(shù)是一種新的血流圖像處理技術(shù)。它通過濾鏡使血流圖像產(chǎn)生立體光照效果，從而更清晰地顯示出流速差異。這種情況下，用戶可以更加準確直觀地判斷出最高流速的位置(如圖2(b)空心箭頭所示)，從而可以解決脈沖多普勒測量位置的選取問題(如圖2(c)空心箭頭所示)，提高脈沖多普勒定量測量的準確性和可重復(fù)性。

圖2 血流速度的定量測量Fig.2 The quantitative measurement for blood flow velocities

1.3 血管彈性新技術(shù)

血流與血管之間存在千絲萬縷的微妙關(guān)系。血管發(fā)生病變(例如，動脈粥樣硬化)會導(dǎo)致血流動力學(xué)的改變，而異常的血流動力學(xué)也會使血管結(jié)構(gòu)逐漸發(fā)生一些變化[32]。前面兩節(jié)主要介紹和論述了血流測量的新技術(shù)，而血管也可以借助一些其他高級成像模式進行相關(guān)的測量和疾病的診斷，例如，頸動脈可以通過檢測血管壁內(nèi)中膜厚度(Intimamedia thickness, IMT)實現(xiàn)病變程度的診斷[33]，還可通過彈性成像(Elastograhy，包括剪切波彈性和應(yīng)變彈性)評估動脈粥樣硬化、測量斑塊的硬度、分析斑塊的成分和檢測易損斑塊[34?37]。IMT是較為成熟的測量技術(shù)，而剪切波彈性血管臨床應(yīng)用還存在一定局限。因為不同廠家超聲儀器的測值可能存在一定差異，且目前還沒有基于彈性成像建立起來的關(guān)于斑塊診斷的量化閾值[34]。此外，斑塊隨動脈壁的搏動是否影響剪切波的測值，較小的斑塊剪切波成像的空間分辨率能否滿足要求，都有待進一步的驗證和深入研究。另外，應(yīng)變彈性在一些基礎(chǔ)研究中已被證實，可以有效分析頸動脈斑塊的特點，并與磁共振成像(Magnetic resonance imaging, MRI)結(jié)果進行了對比驗證[36?37]。但與MRI 相比，超聲彈性成像仍受限于2D 圖像的精度，難以全面的考慮到整個斑塊以及三維每個方向上的應(yīng)變。根據(jù)脈搏波成像和脈搏波傳導(dǎo)速度(Pulse wave velocity,PWV)判斷血管壁的硬度[38]，是目前動脈粥樣硬化臨床診斷與研究的主流方法。該技術(shù)根據(jù)血管內(nèi)徑和血壓變化測量間接推導(dǎo)出脈搏波的傳導(dǎo)速度[39]，而該速度值與動脈壁的硬度是正相關(guān)的，即，速度值越高表示動脈硬化程度也越高[40]。PWV 廣泛應(yīng)用于血管彈性相關(guān)的臨床研究和輔助診斷。但目前基于超聲成像系統(tǒng)的PWV商用測量功能并不多見。

2 高級功能的臨床應(yīng)用

超聲向量血流成像技術(shù)已經(jīng)廣泛地應(yīng)用在臨床研究中，應(yīng)用范圍涵蓋了頸動脈、動靜脈瘺、心臟、腹部等主要血管中的血流測量與臨床分析[19,41?46]。以邁瑞V Flow 為例，Goddi 等[41]分別采用了傳統(tǒng)彩超、脈沖多普勒和V Flow成像對頸動脈分叉進行臨床研究(圖3[41])。其中，頸動脈竇部的非層流血流(包括渦流等復(fù)雜血流形態(tài))，只有在V Flow 模式下才能直觀且清楚地顯示出來。此外，Goddi 等[19]還對60 個健康人的頸動脈分叉分別做了V Flow 和傳統(tǒng)彩超的超聲檢查，并做了相應(yīng)的定性與定量的分析和對比。結(jié)果顯示：比起傳統(tǒng)彩超，V Flow 可以得到更大的復(fù)雜血流面積(V Flow：45.5 mm2，彩超：29.5 mm2)以及更長的湍流時間(V Flow：380 ms，彩超：352.5 ms)。Meyer等[46]通過V Flow 研究頸動脈分叉的返流情況，在25 個頸動脈分叉中，發(fā)現(xiàn)了13 個存在血液從頸外動脈向頸內(nèi)動脈返流的現(xiàn)象(圖4[46])。其中，較長的返流可能導(dǎo)致斑塊栓子由頸外動脈流入頸內(nèi)動脈[46]。這種現(xiàn)象以往通過傳統(tǒng)多普勒成像是很難直接觀察到的。

圖3 頸動脈分叉處基于不同技術(shù)的多普勒超聲血流圖像[41]Fig.3 Ultrasound flow images for the carotid bifurcation based on different Doppler techniques[41]

圖4 血流由頸外動脈流向頸內(nèi)動脈的兩個臨床實例[46]Fig.4 Two clinical examples for the blood flow reversal from the external carotid artery into the internal carotid artery[46]

V Flow 與基于TO 的向量血流成像都已經(jīng)應(yīng)用到動靜脈瘺的超聲臨床研究[42?43]。然而，比起頸動脈分叉，動靜脈瘺附近的血流形態(tài)更加復(fù)雜。多數(shù)動靜脈瘺與周圍的動脈和靜脈都不在同一平面上，這給超聲檢查帶來了巨大的挑戰(zhàn)。此外，有些狹窄的動靜脈瘺會導(dǎo)致附近的血流速度升高，有時可達4 m/s 以上，這會造成向量血流的速度測值發(fā)生混疊，影響最終的測量結(jié)果。總之，向量血流對于動靜脈瘺的臨床研究還存在一定缺陷且有很多需要改進的地方，例如，提高最大可測量速度和實現(xiàn)三維的向量血流成像及速度測量。

除了實現(xiàn)高速血流的測量，低速血流同樣對于臨床診斷也有著很大意義。有研究指出，斑塊內(nèi)新生血管可通過超聲造影成像進行有效識別[47?48]，這對判斷和分析斑塊的類型和特點有一定幫助[47]。通過超聲造影技術(shù)評估斑塊內(nèi)新生血管中不同時刻微泡的大小，可了解頸動脈斑塊組織學(xué)特點，進而區(qū)分未破裂的、破裂的以及愈合的斑塊[48]。此外，超聲造影成像配合常規(guī)的B 圖像還可以更加精確地檢測到斑塊的大小和位置[49]，但該研究也指出需要制定相應(yīng)的分級標準才能有效地提高檢查的可靠性并減少技術(shù)的異質(zhì)性。再者，注射造影劑不僅麻煩還有可能存在一定風(fēng)險。近年來，新技術(shù)超微血流成像發(fā)展的非常迅猛，它最主要的一個特點就是利用了新型的壁濾波器(如1.2 節(jié)所述)。有研究將其與造影在斑塊內(nèi)新生血管的研究中做了對比分析[50]，發(fā)現(xiàn)超微血流和造影顯示存在局限性極低回聲區(qū)的斑塊內(nèi)均可見新生血管。此外，超微血流還適合應(yīng)用在腎動脈等低速血流且血管較細需要高靈敏度血流成像的檢查部位[51]。如果能夠結(jié)合立體血流顯示，腎動脈各級分支，包括段動脈、葉間動脈、弓形動脈等血管結(jié)構(gòu)還可以更加清晰、生動且更有層次感地展現(xiàn)出來(圖5)。

圖5 正常成人腎臟血流圖像Fig.5 Blood flow image in kidney for a healthy adult

眼部血管不但血流較細，還需要更低的超聲發(fā)射能量。目前已有利用傳統(tǒng)彩色多普勒進行的眼部血管的血流動力學(xué)研究[52]，還有針對眼部掃描的聲輸出安全標準，通過最小方差的合成孔徑方法實現(xiàn)的高質(zhì)量眼部超聲成像[53]。超微血流以其高靈敏度和高信噪比為主要優(yōu)勢，如果可以將更加嚴格的眼部掃描安全標準考慮進去，那么超微血流很可能更加適合應(yīng)用到眼部血流的超聲檢查。

3 總結(jié)與展望

超聲血流成像技術(shù)經(jīng)過幾十年的發(fā)展，傳統(tǒng)多普勒已非常成熟并且廣泛應(yīng)用在日常的超聲檢查和診斷中?；诖?，雖然已有很多指南和診斷標準陸續(xù)建立起來[54?55]，但傳統(tǒng)方法仍然存在很多難以避免的弊端和局限。本文介紹了多個血管和血流超聲成像的高級功能，它們可以解決當(dāng)前遇到的各種不同問題。文中展示的超聲血流圖像都是通過邁瑞彩色多普勒超聲系統(tǒng)Resona 7 得到的，該系統(tǒng)同時提供了多個血管和血流相關(guān)的高級功能，包括向量血流V Flow、造影成像、彈性成像、立體血流、超微血流、內(nèi)中膜厚度及脈搏波速度的測量等，均可在同一臺商用機上完成超聲檢查。血管超聲的高級功能為實現(xiàn)無角度依賴和高靈敏度的血流成像、精確的血流定量測量以及結(jié)合多參數(shù)的醫(yī)學(xué)診斷提供了更加完備的解決方案。圖6總結(jié)了不同技術(shù)在血管超聲中的臨床應(yīng)用場景及其限制，描繪了血管超聲高級功能的臨床應(yīng)用價值。血管高級功能作為針對不同限制對應(yīng)的解決方法可以看出，向量血流、彈性、IMT 和PWV 均可提供不一樣的血流動力學(xué)參數(shù)和血管彈性指標的定量測量。而立體顯示、超聲造影和超微血流則進一步成就了血流測量精度的提升和高靈敏度的精細顯示。精準定量是未來血管超聲發(fā)展的主要方向。為了得到更加完整的血管和血流信息，面陣探頭也是非常有必要使用的。因為實現(xiàn)流入和流出二維成像平面血流的測量是保證最終計算結(jié)果精度的基礎(chǔ)。

混疊始終是血流成像中最難解決的問題。正如圖6所示，頸動脈分叉處斑塊可致頸內(nèi)動脈重度狹窄，并產(chǎn)生高速血流(峰值流速可達2～3 m/s 以上)。脈沖多普勒和向量血流成像，作為血流定量測量技術(shù)，需盡可能避免混疊的發(fā)生。前文介紹的幾種方法，在一定程度上確實可以破除混疊的限制。針對成人心臟的超聲掃描，在極端情況下，15 cm的掃描深度(整個心臟)以及7 m/s的最大檢測速度(射流)當(dāng)前只能采用連續(xù)多普勒[25]。而交替掃描結(jié)合互相關(guān)的新方法[24?25]則使這種具有位置信息的高穿透力心臟高速血流的測量成為可能。然而，新技術(shù)的應(yīng)用范圍還需要進一步探討。雖然交替掃描確實可以應(yīng)用到不同的向量血流成像中(例如TO 和DTO)[24]，但對于脈沖多普勒和向量血流成像，如何打破聲速的限制，如何結(jié)合互相關(guān)法和變PRF 發(fā)射實現(xiàn)這兩種血流速度定量測量的去混疊，未來仍需做進一步的研究與探索。

圖6 不同臨床應(yīng)用場景下的血管超聲技術(shù)解決方法Fig.6 Vascular ultrasound solution for different clinical applications