向量血流技术在腹部凸阵超声探头上的应用研究.pdf

Chinese Journal of Medical Instrumentation文章编号：16 7 1-7 10 4(2 0 2 4)0 1-0 0 0 1-0 5向量血流技术在腹部凸阵超声探头上的应用研究2024年48 卷第1期中国医疗器械朵志研究与论著【作【摘【关键词】向量血流：腹部凸阵探头：多普勒体模：横向振动【中图分类号】R318【文献标志码】AApplicationResearchof VectorFlowTechniqueonConvexArrayUltrasonic ProbeofAbdomen【A u t h o r s 】H A O Pe n g h u i,D U Yi g a n g,LI Sh u a n g s h u a n g,ZH U Le i,H E Xu j i nShenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co.,Ltd.,Shenzhen,518057 Abstract 1 Vector flow imaging(VFl)is an innovative ultrasound flow measurement technology.Compared with thetraditional color Doppler and spectral Doppler,VFl has the advantages of independence of anglecorrection and direct acquisition of real-time amplitude and direction of flow.Transverse oscillation(TO)method is one of the effective methods for vector flow imaging.However,a complete and detailedalgorithm validation process based on commercial ultrasound machines is stll lacking due to morecomplex convex probes.This study starts with introducing the imaging process and principle of transverseoscillation vector flow technique,and calculates the error between the set velocity value and themeasured velocity value through the simulation experiment,and verifies the error between the set velocityvalue and the measured velocity value through the Doppler flow phantom experiment.Among them,thevelocity value measured by the TO vector flow technique in the simulation experiment is 0.48 m/s and thepreset value is 0.50 m/s,the error between them is-4%.The velocity values are 8.33,11.14,14.44 and16.67 cm/s measured by the Doppler flow phantom experiment,the actual velocity values are 7.97,10.78,14.06 and 17.34 cm/s,the errors between them are all within 5%.Both experiments verify the feasibilityof using vector flow technique on abdominal convex probe.Key words vector flow,abdominal convex array probe,Doppler flow phantom,transverse oscillation者】郝鹏慧，杜宜纲，李双双，朱磊，何绪金深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司，深圳市，518 0 57要】向量血流成像是一种新型的超声血流测量技术。相对于传统的彩色多普勒和频谱多普勒，它具有不依赖角度校正、可直接获取血流的实时幅值和方向（血流速度矢量）等优势。横向振荡法（transverseoscillation，T O）是实现向量血流成像的有效方法之一。然而，对于结构更加复杂的凸阵探头，目前仍然缺乏基于商用超声机的完整且详细的算法验证过程。该研究先介绍了TO成像过程和成像原理，然后通过仿真实验，计算设定速度值与测量速度值之间的误差，再通过多普勒体模实验，验证设定速度值与测量速度值之间的误差。其中仿真实验中TO向量血流技术测得的速度值为0.48 m/s，与预设值0.50 m/s的误差为-4%：多普勒体模实验中测得的速度值为8.33、11.14、14.44、16.6 7 cm/s，与实际速度值7.97、10.7 8、14.06、17.34c m/s 的误差均在5%内。2 个实验都验证了向量血流技术在腹部凸阵探头上应用的可行性。doi:10.3969/j.issn.1671-7104.2300860引信血管相关疾病一直以来都严重影响着人们的生命健康。对于血管相关疾病的诊断和治疗来说，血流速度、血流方向等参数的测量必不可少。彩色收稿日期：2 0 2 3-0 2-18基金项目：广东省重点领域研发计划（2 0 2 0 B1111130002）作者简介：郝鹏慧，E-mail:通信作者：杜宜纲，E-mail:多普勒、频谱多普勒和能量多普勒是目前常规的超声血流检查模式，对于血管相关疾病的诊断有着十分重要的意义。但在实际应用中，彩色多普勒和频谱多普勒技术仅能测量血流速度沿声束方向的分量大小，然后通过角度校正补偿来获得实际的血流速度大小。该校正角度只能凭借医生经验和血管走势确定，具有很大的不确定性误差2，而且无法得到血管中血流的实时方向，具有一定的局限性。能1Chinese Journal of Medical Instrumentation2024年48 卷第1期中国医疗器械朵志研究与论著量多普勒技术虽大大提高了血流检测的灵敏度，但由于不能获取血流速度的幅值和方向，故只能进行定性分析。鉴于以上血流检查模式存在的局限性，最近十几年，科学家们积极探索，提出一种全新的超声血流检测技术一一向量血流3-4。向量血流可以直接获取血流的矢量，不须依赖校正角度便可得到血流速度的实际大小和实时流向，具有十分广泛的应用前景。向量血流成像有多种技术方案可以实现，分为以下3类：多角度多普勒技术5-7 ，利用多个不同角度的超声声束，得到不同角度的血流速度分量，最后合成血流矢量；斑点追踪技术-0,利用快速超声成像获取高帧率血流散斑图像，然后使用互相关技术计算相邻顿之间超声斑点的移动情况，从而获取血流矢量；特殊声场法-13，利用特殊的聚焦或波束合成手段，使超声声场既包括纵向振动又包括横向振动，从而计算血流的横纵向速度分量，最终合成速度矢量。以上3类方案各有优缺点。目前已经实现产品化的向量血流技术有：迈瑞的线阵VFlow技术2 14-17 ，该技术的基本原理是多角度多普勒，使用高帧率多角度发射来获取各个角度的血流速度分量，最后使用矢量合成得到血流速度矢量，目前VFlow技术支持线阵探头，该探头为动态显示但非实时显示；日立的VFM技术18-9,该技术应用纯后处理算法，基于血流是由层流和涡流组成的假设，对于复杂端流血流形态难以显示；G E的小儿心脏向量血流技术2 0-2 1，该技术的基本原理是斑点追踪，使用相控阵平面波获取高顿率的小儿心脏图像，再通过互相关计算获取血流散斑的运动状态，最后获得血流矢量图，该技术信噪比不够高，受穿透力的限制，难以推广到成人；BK的线阵横向振荡法（transverse oscillation，T O）向量血流技术2 ，该技术使用特殊声场法，同时获得血流速度的横纵向分量，最后合成速度矢量，该技术在临床上已被应用于颈动脉的相关疾病研究2 3。本研究主要从特殊声场法入手，验证TO向量血流技术在腹部凸阵探头上应用的可能性，以及速度测量值在仿真实验和多普勒体模实验中的测量误差（对比理论速度值）均符合测量要求，为该技术进行产品化可行性验证。1计算方法1.1向量血流算法理论特殊声场法有2 种形式，分别为JENSEN等1.2 42 1提出的TO算法和ANDERSON等12 6-2 7 提出的空间正交算法（spatialquadrature，SQ），2 种算法在产生2横向声场上的原理是相同的，都是根据接收变迹方程与焦点附近声场之间的傅里叶关系2 8 ，然后设计特定的双窗接收变迹以生成横纵向振动声场，只是在生成横向正交信号的方法上有所不同。TO算法微微偏转接收波束合成线以产生相互正交的两束横向信号，SQ则是利用奇偶2 种接收变迹产生相互正交的两束横向信号。本研究主要以TO算法计算血流速度矢量，TO算法的波束合成示意如图1所示。其中，w为单个变迹窗函数的宽度，d为2 个变迹窗函数之间的距离，入x为横向声场的波长且与探测深度Adepth有关，即入x=2xxAdeph，另外由于d8xAdep=4xa为定值，所以左、右波束与Z轴成一定的夹角，即Q=arctan入为发射超声频4xd率。如图1所示，TO算法左、右2 条接收波束合成线（即左右声束）之间的距离固定为入x/4（横向波长的1/4），这样波束合成后的左右接收信号之间的相位相差90，组成一对横向（空间）正交信号，可用于计算血流速度的横向分量；再对信号进行希尔伯特变换，产生纵向（时间）正交信号，可用于计算血流速度的纵向分量，最后使用矢量合成，求得血流速度的矢量分布2 9。X距离：元/4左声束右声束图1.TO波束合成示意Fig.1Principlediagram ofTObeamforming假设采集到的左、右声束信号分别为：Rieft=cos(2元fpt)cos(2元fxt)Rright=cos(2元fpt)sin(2元fxt)2Vz.式中：fp=c表示声速，fo表示发射频率，Vx表示横向速度分量，入x表示横向波长，表示发射间隔时间。对式(1)、式(2)进行希尔伯特变换，可得：Rieft=exp(i2元fpt)cos(2元fxt)(1)(2)(3)Chinese Journal of Medical Instrumentation2024年48 卷第1期中国医疗器械朵志研究与论著Rright=exp(i2元fpt)sin(2元fxt)由于左右声束信号是一对正交信号，所以式(3)、式(4)可以写为:R1=Re(Rieft)+ix Re(Rright)R2=Im(Rleft)+i Im(Rright)整理上式，得：R1=exp(i2元fxt)cos(2元fpt)R2=exp(i2元fxt)sin(2元fpt)组合信号，并使用欧拉公式简化，得：r1=Ri+ixR2=exp(i2元t(fx+fp)r2=Ri-ixR2=exp(i2元t(fx-fp)对信号r1，r 2 进行自相关计算，可以得到相应的相位为：dg1=2元t(fx+fp)dp2=2元t(fx-fp)所以横纵向血流的频移为：(dpi+dp2)fx=4元t(do-dp2)fp=4元t进而求得横纵向速度为：(doi+dp2)xVx=4元tdoi-dp2Vz.=8元tf01.2矢量方向校正由1.1节计算得到的横、纵向速度值都是基于发射声束方向为纵轴的直角坐标系，而凸阵探头的每条聚焦发射线的发射角度都不相同，所以会导致每条声束上计算得到的血流速度矢量方向不属于同一坐标系，如图2(a)所示，进而导致在同一坐标系下绘制矢量图时，部分箭头方向会有所偏差。为了更加精确地获取血流矢量图，需要进行方向校正。0(a)凸阵发射声束示意(a)Principle diagram ofconvex acoustic(4)(5)(6)(7)(8)(9)(10)(11)(12)(13)(14)(15)(16)VV(b)速度校正示意(b)Principle diagram ofvelocity correction图2 速度校正Fig.2Velocity correction如图2(b)所示，假设vx、v z 为实际计算得到的横、纵向速度值，1为未进行方向校正的矢量方向，2 为该声束的发射角度。因为矢量大小不变，所以校正后的矢量方向为1-0 2，横、纵向速度为%、，即：v2=V sin(01-02)(17)Vk,=Vcos(01-02)(18)其中：1=arctan2仿真实验仿真软件使用FieldI，它是丹麦超声专家JENSEN等30-31 利用声学原理设计的一个超声系统，可以仿真超声探头形成的声场和超声图像，主要利用MATLAB进行仿真。2.1声声场仿真1.1节中所述的TO声场结果如图3所示，其中Field参数设置：凸阵为192 阵元，频率为2.5MHz，阵元间距（pitch）为发射波长一半，聚焦距离为20mm，焦点附近的理论横向波长入x为1.3mm。由图3可知，左、右声束的声场均偏离中心位置0.163mm，两者相距0.32 6 mm，即90 相位，符合1.1节所述的算法理论。20.00.163mm20.521.0uu/z21.522.022.52.2血流仿真血流仿真实验中，设置血管直径为1cm，倾斜角度为30，B-Mode图像如图4(a)所示，血流最大速度vo设置为0.5m/s，以血管中心为起点，血流速度vr沿血管直径呈抛物线分布，如式(19)所示：=0 x(1-(（)设置探头发射频率为2.5MHz，采样频率为50MHz，p i t c h 为0.335mm，探头半径为6 1.2 6 mm，发射变迹为Hanning窗，孔径为12 8 阵元，聚焦点为100mm，脉冲重复频率（PRF）为10 kHz，接收变迹为双Hanning窗，孔径为12 8 阵元，无壁滤波，3(Vx）20.020.5wu/z21.021.522.022.5-10X/mm(a)左声束声场(a)Left acoustic field图3TO方法接收声场Fig.3Receiving acoustic field in theTOmethod0.163mm1-1(b)右声束声场(b)Right acoustic field(19)0X/mm1Chinese Journal of Medical Instrumentation2024年48 卷第1期中国医疗器械朵志研究与论著PackSize为6 4。计算得到的血流矢量图叠加灰阶图像，即模拟血管向量血流图如图4(b)所示。0.48m/s05020uu/Z406080100(a)B-Mode imaging of simulated vessel(b)Vector flow of simulated vessel3多普勒体模实验本次实验使用迈瑞Resona7彩色多普勒超声系统和SC6-1U凸阵探头采集体模的仿血流超声RF数据，并使用MATLAB线下处理数据。处理流程为先采集Color模式下未做波束合成的RF数据，再用MATLAB进行信号处理获取速度矢量，最后在灰阶图像上叠加血流矢量图。多普勒体模使用中国科学院声学所研制的多普勒仿血流体模KS205D-1，如图5所示，多普勒体模声像图如图6 所示。体膜转速控制器流量计图5多普勒超声体模Fig.5UltrasoundDopplerflowphantom仿血流速度可由转速控制器控制。对比标准为理论速度值，根据多普勒体模使用说明书给出的式(2 0)推导计算。4Q0.851000V=元D?3600其中，Q为流量计读数，0.8 5为修正系数，D为血管直径。实验部分参数如表1所示。表1向量血流实验参数Tab.1Vectorflowexperimental parameters参数名称采样频率/MHz发射频率/MHzPRF/kHzPackSized（双窗距离）阵元W（单窗距离）阵元接收孔径（固定）阵元续表1参数名称参数值30发射线数仿血管深度/mm仿血管管径/mmuu/z406070-500X/mm(a)模拟血管B-Mode图像图4血管模拟图像Fig.4Simulatedvessel imaging仿血管图6 多普勒体模声像图Fig.6 Ultrasonic image of Dopplerflowphantom(20)参数值502.511664641283020708仿血管倾角/()304实验结果50-20-1001020X/mm(b)模拟血管向量血流图多普勒体模实验共使用了4种转速（流量或流速):6 0 r/min(17L/h)、90 r/m i n (2 3L/h)、12 0 r/m i n(30 L/h)、150 r/m i n（37 L/h），每种转速下的TO向量血流测量流程为：进C模式一采集RF数据一冻结一线下计算。重复5次，速度值（ROI框内平均速度值）也相应测定5次，取平均值作为最终测量结果，分别为8.33、11.14、14.44、16.6 7 cm/s。实际流速由式(2 0)计算得到，分别为7.97、10.7 8、14.0 6、17.34cm/s。最后依据计算结果绘制的血流矢量图叠加灰阶图像如图7 所示，向量血流测量值和理论计算值的对比结果如表2 所示。30流速:8.33 cm/s405060708090-40-20X/mm(a)转速:6 0 r/min(a)Rotational speed:60 r/min30流速:14.44 cm/s4050Wu/Z60708090-40-20X/mm(c)转速:12 0 r/min(c)Rotational speed:120 r/min图7 不同转速下的向量血流图Fig.7Vector flow images at different rotating speeds表2 向量血流测量值与理论计算值对比结果Tab.2 Comparison of vector flowvalues and theoretical values转速/（(r/min）T O 速度/（cm/s）理论流速/（cm/s）误差（%）604.529011.1412014.4415016.67血流方向校正结果对比效果如图8 所示，其中红色箭头表示校正后，绿色箭头表示校正前。图8(b)为图8(a)的左下部分，此位置发射声束向左，所以实际箭头方向应该顺时针旋转一定角度。图430流速:11.14 cm/s40uu/z50607080900200208.3340wu/z506070809040-40-20X/mm(d)转速:150 r/min(d)Rotational speed:150 r/min7.9710.7814.0617.3440-20X/mm(b)转速:90 r/min(b)Rotational speed:90 r/min30流速:16.6 7 cm/s400200203.332.70-3.864040Chinese Journal of Medical Instrumentation2024年48 卷第1期中国医疗器械朵志研究与论著8(c)为图8(a)的右上部分，此位置发射声束向右，所以实际箭头方向应该逆时针旋转一定角度。304050uu/Z6070809040-30-20-10010203040X/mm(a)方向校正（红色）与不校正（绿色）对比(a)Direction correction(red)versus no correction(green)(b)左下部分(c)右上部分(b)Lower left part(c)Upper right part图8 血流方向校正Fig.8Principlediagramof flowdirectioncorrection5实验结论与讨论在仿真实验中，左右声束声场均偏离中心线1.63mm，即横向波长的1/8，符合理论。在血流仿真实验中，测量速度为0.48 m/s，与设定值0.50 m/s相比，两者误差为-4%。在多普勒体模实验中，4次不同转速（流量或流速）下，TO向量血流计算得到的速度值、理论计算值和误差值，如表2 所示，所有误差均在5%以内。仿真实验和体模实验均验证了向量血流技术可以在凸阵超声探头上应用，为后续产品化奠定了研究基础和理论支撑。另外从血流矢量图中还可以看出，凸阵向量血流不仅可以得到精确的血流速度值，还可以得到血管内不同空间点上不同时间的实际血流速度方向和变化趋势。基于此，可进一步计算其他高级血流动力学参数，如血流紊乱度、血管壁面剪切应力等，因此向量血流还可以拓展常规血流检查的功能，增强对血管相关疾病的辅助诊断能力。参考文献1 GODDI A,FANIZZA M,BORTOLOTTO C,et al.Vector flowimagingtechniques:aninnovativeultrasonographic technique for the study of blood flowJ.J Clin Ultrasound,2017,45(9):582-588.2 杜宜纲，何绪金，朱磊，等.超声动态向量血流成像的产品化实现J.应用声学,2 0 17,36(5)：46 2-47 0.3 JENSEN J A,NIKOLOV S I,YU A C H,et al.Ultrasound vector flow imaging-part I:sequentialsystemsJ.IEEETrans Ultrason Ferroelectr FreqControl,2016,63(11):1704-1721.4 JENSEN J A,NIKOLOV S I,YU A C H,et al.Ultrasoundvectorimaging-partII:parallelsystems.IEEETransUltrasonFerroelectr FreqControl,2016,63(11):1722-1732.5CAPINERI L,SCABIA M,MASOTTI 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