無造影劑增強(qiáng)的超快超聲脊髓微血管成像方法*

臧佳琦 許凱亮4)? 韓清見 陸起涌 梅永豐 他得安

1) (復(fù)旦大學(xué)信息科學(xué)與工程學(xué)院， 上海 200433)

2) (復(fù)旦大學(xué)腦科學(xué)研究院， 上海 200433)

3) (復(fù)旦大學(xué)材料科學(xué)系， 上海 200433)

4) (上海市醫(yī)學(xué)圖像處理與計(jì)算機(jī)輔助手術(shù)重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室， 上海 200433)

微小血管及其血流實(shí)時(shí)成像對監(jiān)測生物體血氧代謝等具有重要意義.在無微泡造影劑的情況下， 傳統(tǒng)超聲多普勒技術(shù)仍較難實(shí)現(xiàn)高信噪比的微小血管成像.本研究提出了一種無造影劑增強(qiáng)的超快超聲脊髓微血管成像方法.本研究從基于多角度復(fù)合平面波的高幀頻成像技術(shù)出發(fā)， 提出基于特征值分解的頻率-幅值雙閾值濾波法， 從而將脊髓組織信號和微血流信號分離， 可實(shí)現(xiàn)脊髓內(nèi)微血流的動(dòng)態(tài)成像.在體成像實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明， 無超聲造影劑時(shí)， 超快超聲多普勒成像技術(shù)仍可獲得較為清晰的大鼠脊髓內(nèi)微血流的實(shí)時(shí)圖像， 并能夠清晰地呈現(xiàn)脊髓受損所致的微血流缺失狀況.定量分析結(jié)果表明， 增大復(fù)合平面波角度數(shù)可有效提高圖像的信噪比.綜上， 超快超聲多普勒成像技術(shù)有潛力被應(yīng)用于脊髓內(nèi)微血管成像及功能實(shí)時(shí)監(jiān)測與動(dòng)態(tài)評價(jià)， 相關(guān)結(jié)果可為脊髓功能成像方法的研究提供借鑒.

1 引 言

脊髓損傷往往會(huì)引起脊髓內(nèi)血管網(wǎng)絡(luò)受損和局部血流灌注量缺失， 進(jìn)而引發(fā)繼發(fā)性功能損傷[1-3]， 如下肢功能障礙等， 這會(huì)給家庭和社會(huì)帶來巨大負(fù)擔(dān)[4].近年來， 針對脊髓損傷的血流成像與功能診斷方法已成為國內(nèi)外學(xué)界的研究熱點(diǎn)與重點(diǎn)[5-7].

目前對在體微小血管成像及分析血流動(dòng)力學(xué)變化的方法包括電子計(jì)算機(jī)斷層掃描血管造影(computed tomography angiography， CTA)[8，9]、磁共振血管造影(magnetic resonance angiography，MRA)[10]和超聲多普勒成像技術(shù)[11，12].CTA[13]和MRA[14]的血管成像分辨率可達(dá)到50和100 μm，但以上兩種技術(shù)存在掃描時(shí)間長、電離輻射和設(shè)備笨重等不足， 限制了其在實(shí)時(shí)血流成像領(lǐng)域的應(yīng)用.

超聲成像具有無輻射、便攜與快速的特點(diǎn)， 當(dāng)前超聲多普勒成像技術(shù)已被廣泛應(yīng)用于人體血流成像以及包括血管內(nèi)斑塊與血栓等疾病的臨床診斷與分析[15，16].近十年來， 基于平面波成像方法的超快超聲多普勒成像技術(shù)得到了較快發(fā)展[17，18].相較于傳統(tǒng)的波束聚焦成像方法， 平面波成像可大幅度提高成像幀頻[19](由每秒幾十幀提升至上萬幀)，從而可用于觀測血流量、流速和血管直徑的瞬時(shí)微小變化并進(jìn)行血流動(dòng)力學(xué)分析.顧名思義， 平面波方法所發(fā)射的是非聚焦聲波; 因而， 與傳統(tǒng)聚焦波束的成像方法相比， 單幀平面波成像存在信噪比(signal to noise ratio， SNR)低、對比度差的缺點(diǎn).就此， 2009年Montald等[20]提出了多角度平面波相干合成的方法， 實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明該方法能夠在保證高成像幀頻的同時(shí)， 提高成像結(jié)果的SNR、對比度和分辨率.2011年， Mace等[21]提出基于平面波發(fā)射的超聲功能成像方法， 分別在刺激胡須和癲癇發(fā)作情況下對大鼠腦血流進(jìn)行了高時(shí)空分辨率成像，依據(jù)血流變化動(dòng)態(tài)監(jiān)測結(jié)果識別相關(guān)腦功能活動(dòng)區(qū).2013年， Mace等[22]深入介紹了超快超聲成像方法， 并與傳統(tǒng)多普勒成像方法相對比， 通過大鼠腦的在體實(shí)驗(yàn)證明了該方法能有效提高微小血管血流變化的監(jiān)測靈敏度.2017年， Demene等[23]將超快超聲多普勒成像技術(shù)應(yīng)用于新生兒的腦血流成像， 在新生兒睡眠狀態(tài)下觀察了活躍態(tài)和安靜態(tài)腦區(qū)的血流變化， 為腦功能超聲成像技術(shù)的應(yīng)用與發(fā)展開拓了前景.

相較于腦血流成像， 脊椎復(fù)雜的骨結(jié)構(gòu)特征和呼吸運(yùn)動(dòng)的干擾給脊髓內(nèi)微血流超聲成像帶來挑戰(zhàn)[24]， 2018年， Khaing等[7]應(yīng)用超聲微泡造影劑對椎板打開條件下的大鼠脊髓血流進(jìn)行了對比度增強(qiáng)超聲成像(contrast-enhanced ultrasound，CEUS)， 成功觀察到了脊髓中的微血管結(jié)構(gòu).近期研究表明， 超快超聲可在無造影劑條件下實(shí)現(xiàn)腦微血管成像[23]， 但該技術(shù)在脊髓內(nèi)的微血流成像仍待深入.另外， 相關(guān)多角度成像方法、雜波濾除技術(shù)以及多普勒頻偏分析等研究仍待探討.

本文提出了一種無需注射超聲造影劑的超快超聲多普勒成像方法， 該方法基于超快超聲平面波發(fā)射與接收序列， 利用基于爆炸反射器模型(exploding reflector model， ERM)的頻率-波數(shù)域遷移(fk-migration)算法進(jìn)行圖像重建; 并利用基于特征值分解(eigenvalue decomposition， EVD)的頻率-幅值雙閾值濾波法進(jìn)行動(dòng)態(tài)血流信號與靜態(tài)組織信號的分離， 最終實(shí)現(xiàn)了動(dòng)態(tài)血流的功率多普勒成像.本文進(jìn)行了仿體實(shí)驗(yàn)和大鼠脊髓在體實(shí)驗(yàn)， 平面波成像幀頻大于萬幀每秒， 獲得了脊髓內(nèi)微血流的高時(shí)空分辨率的成像結(jié)果， 并探討了超快多普勒血流成像中復(fù)合平面波角度數(shù)對成像質(zhì)量的影響.

2 基本原理

方法流程示意如圖1所示， 首先發(fā)射多角度平面波序列對感興趣區(qū)域進(jìn)行高幀頻成像， 應(yīng)用fkmigration算法進(jìn)行波束合成并對多角度成像結(jié)果進(jìn)行相干疊加.隨后， 對一段時(shí)間內(nèi)得到的圖像進(jìn)行EVD處理， 采用頻率-幅值雙閾值濾波法進(jìn)行雜波濾除， 從而提取動(dòng)態(tài)血流信號.最終， 對多幀血流圖像進(jìn)行疊加平均獲得功率多普勒成像結(jié)果.

圖1 方法流程示意Fig.1.Flow chart of the proposed method.

2.1 超快超聲成像

文中所用超快超聲成像序列如圖2所示.該成像序列由若干個(gè)子序列構(gòu)成， 每個(gè)子序列發(fā)射一組N角度的傾斜平面波并接收反射回波， 不斷重復(fù)子序列從而進(jìn)行連續(xù)成像.為避免連續(xù)兩次接收到的回波信號發(fā)生混疊， 脈沖發(fā)射時(shí)間間隔要大于超聲波在成像區(qū)域往返一次所需的最長時(shí)間， 該時(shí)間所對應(yīng)的最高極限幀頻K， 其計(jì)算公式如下:

式中 Δt表示超聲波在成像區(qū)域?qū)蔷€長度上的往返走時(shí)，

其中d表示成像區(qū)域的深度，L表示超聲換能器陣列的總長度，c表示超聲波的傳播速度.

圖2 超快超聲成像序列示意圖Fig.2.Schematic diagram of ultrafast ultrasound imaging sequence.

2.2 基于ERM模型的波束合成方法

2013年， Damien等[25]將Stolt提出的fkmigration算法應(yīng)用于平面波成像， 并結(jié)合ERM模型進(jìn)行波束合成， 從而實(shí)現(xiàn)圖像重建.相較于傳統(tǒng)的延時(shí)疊加算法， fk-migration算法能夠提高成像質(zhì)量和計(jì)算效率， 計(jì)算過程中應(yīng)用快速傅里葉變換算法可在保持圖像高SNR和橫向分辨率的前提下進(jìn)一步提高計(jì)算速度[25].

2.2.1 ERM模型超聲波在傳播過程中遇到一系列散射子會(huì)發(fā)生散射， 反向散射回波會(huì)被超聲換能器陣列接收.超聲波發(fā)射與回波接收模型如圖3(a)所示，t=0時(shí)刻起， 某一陣元受到脈沖激勵(lì)而發(fā)射超聲波， 聲波傳播至(x1，z1)處的散射子， 產(chǎn)生反向散射回波并最終由(x0，0 )處的陣元接收， 全過程時(shí)長為[25]

其中c表示超聲波的傳播速度，θ表示傾斜平面波的角度， 該角度可由控制換能器陣列的脈沖發(fā)射延時(shí)加以實(shí)現(xiàn).

另外， 建立一個(gè)ERM模型， 如圖3(b)所示，該模型中假設(shè)處的散射子是t=0 時(shí)刻產(chǎn)生反向散射回波的二次聲源[26]， 超聲波傳播的總時(shí)長為[25]

其中c? 表示ERM模型中超聲波的傳播速度.

為使ERM模型與上述超聲波發(fā)射與回波接收模型等效， 令(4)式計(jì)算所得時(shí)長與(3)式及其一、二階導(dǎo)數(shù)式相等， 通過解方程組可得如下參數(shù)變換[25]:

2.2.2 頻率-波數(shù)域波束合成

首先， 對波動(dòng)方程進(jìn)行傅里葉變換可得亥姆霍茲方程[25]

其中p(x，z，t) 表示 (x，z) 處t時(shí)刻的聲場，表示z軸方向上的波數(shù)分量， 由下式計(jì)算所得[25]:

其中f表示超聲波的頻率，表示經(jīng)(5)式參數(shù)變換后的聲波傳播速度，kx表示x軸方向上的波數(shù)分量.(8)式的解為[25]

其中P表示聲場強(qiáng)度幅值.

由Stolt所提出的fk-migration算法中， 頻域映射方式為[25]

其中sgn函數(shù)為符號函數(shù).頻率域傅里葉變換之后， 需對傾斜平面波的發(fā)射延時(shí)進(jìn)行相位補(bǔ)償， 其二維傅里葉變換的公式為[25]

圖3 超聲波傳播模型 (a) 超聲波發(fā)射與回波接收模型; (b) ERM模型Fig.3.Ultrasonic propagation model: (a) Ultrasonic transmitting and echo receiving model; (b) exploding reflector model (ERM).

其中φ(x，z，f) 是對回波信號進(jìn)行了時(shí)頻域傅里葉變換以及相位補(bǔ)償?shù)慕Y(jié)果，φ(kx，z，f) 是進(jìn)行了頻率-波數(shù)域二維傅里葉變換的結(jié)果， 二維傅里葉逆變換的公式為[25]

2.3 基于EVD的頻率-幅值雙閾值濾波法

超聲探頭接收到的全部回波信號由組織、血流回波信號和噪聲信號組成.應(yīng)用基于EVD的頻率-幅值雙閾值濾波法[27]進(jìn)行血流信號的提取時(shí)， 首先對多幀圖像進(jìn)行特征值分解， 計(jì)算公式為[28]

其中A為 (nx×nz，nt) 的二維矩陣， 由(14)式大小為 (nx，nz，nt) 三維時(shí)空矩陣p?(x，z，t) 整合得到;AT表示A的轉(zhuǎn)置矩陣，λk表示第k個(gè)特征值，ek表示第k個(gè)特征向量.每一個(gè)特征向量的多普勒頻移fD計(jì)算公式為[28]

其中 P RF 表示脈沖重復(fù)頻率，R(1) 表示一個(gè)單位的延時(shí)自相關(guān)， 其計(jì)算公式為[28]

因?yàn)殪o態(tài)組織信號對應(yīng)特征值大、多普勒頻移低的特征向量成分， 動(dòng)態(tài)血流信號對應(yīng)特征值小、多普勒頻移高的特征向量成分[28]， 所以可設(shè)定一個(gè)頻率閾值和一個(gè)幅度閾值， 將多普勒頻移小于頻率閾值且特征值大于幅度閾值的特征向量加以濾除.最后進(jìn)行矩陣重構(gòu)， 得到動(dòng)態(tài)血流信號為p?flow(x，z，t).

2.4 功率多普勒成像

當(dāng)超聲波通過血管時(shí)， 一部分能量被紅細(xì)胞散射并由超聲換能器陣列接收反向散射回波.多普勒超聲成像通過重復(fù)發(fā)射超聲脈沖來監(jiān)測血流中紅細(xì)胞的運(yùn)動(dòng)從而得到血流變化的信息.功率多普勒模式下平均強(qiáng)度的計(jì)算公式為[22]

3 實(shí)驗(yàn)設(shè)置

多通道超聲數(shù)據(jù)發(fā)射與采集在可編程的Vantage 256相控超聲實(shí)驗(yàn)平臺(Verasonics Inc，WA， USA)上進(jìn)行.探頭型號為L22-14vX， 包含128個(gè)陣元， 中心頻率為15.625 MHz， 陣元間距為0.1 mm.信號采樣頻率為62.5 MHz， 數(shù)據(jù)經(jīng)由總線傳輸至計(jì)算機(jī).

仿體采用長6 cm、寬5 cm、高5 cm的瓊脂塊， 在6—8 mm深處制備直徑為2 mm的管路以模擬血管.用注射泵以0.1 mL/s的速度將混有散射子的懸濁液注入中管道中模擬血流.仿體測量中采用每秒3500次的超快超聲脈沖發(fā)射序列， 該序列由500個(gè)子序列構(gòu)成， 各子序列由—10°—10°之間等間隔分布的7個(gè)傾斜平面波組成， 復(fù)合成像幀頻為每秒500幀.成像區(qū)域?yàn)?5.0 mm × 12.7 mm的矩形成像區(qū)域.

在體實(shí)驗(yàn)對象為Sprague-Dawley大鼠(雄性，7周齡， 體重約350 g).通過手術(shù)將T13-L2段椎弓板和棘突切除， 克服超聲經(jīng)過椎骨所致能量衰減.用異氟烷麻醉大鼠(5%用于誘導(dǎo)麻醉， 2.5%—3.0%用于術(shù)中維持麻醉).隨后， 制作刺入型脊髓損傷模型.實(shí)驗(yàn)結(jié)束時(shí)， 大鼠脫位處死.實(shí)驗(yàn)中采用每秒14040次的超快超聲平面波發(fā)射序列， 該序列由520個(gè)子序列構(gòu)成， 每個(gè)子序列發(fā)射—10°—10°之間等間隔分布的27個(gè)傾斜角度平面波， 因此， 復(fù)合成像幀頻為每秒520幀.實(shí)際成像區(qū)域?yàn)?4.0 mm × 12.7 mm的矩形成像區(qū)域(實(shí)驗(yàn)設(shè)定的成像深度為5.9 mm， 實(shí)際成像深度是設(shè)定成像區(qū)域的對角線長度).實(shí)驗(yàn)裝置示意如圖4所示.

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

4.1 仿體實(shí)驗(yàn)結(jié)果

圖4 大鼠脊髓血流超聲成像實(shí)驗(yàn)裝置示意Fig.4.Schematic diagram of experimental ultrasonic imaging set-up for blood flow of rat spinal cord.

對1 s內(nèi)獲得的回波數(shù)據(jù)進(jìn)行波束合成與多角度平面波相干疊加， 共得到500幀復(fù)合B模式圖像.為提取仿體血流信號， 對500幀圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行EVD處理和特征向量的多普勒頻移分析.特征值閾值選取會(huì)影響超快超聲功率多譜勒成像結(jié)果的對比度和SNR， 相關(guān)選取標(biāo)準(zhǔn)仍有賴于經(jīng)驗(yàn)性參數(shù)[28].通常， 動(dòng)態(tài)血流信號對應(yīng)多普勒頻移高且特征值小的信號成分， 靜態(tài)組織信號對應(yīng)多普勒頻移低且特征值大的信號成分.圖5(a)為歸一化多普勒頻移對應(yīng)的特征向量個(gè)數(shù)的直方圖， 縱坐標(biāo)為特征向量個(gè)數(shù).由圖可得， 低頻分量集中分布在歸一化多普勒頻移小于0.1的區(qū)間， 因此將截止頻率設(shè)為0.1以濾除低頻組織信號.在體實(shí)驗(yàn)中也采用了該閾值參數(shù).圖5(b)為數(shù)據(jù)集的特征向量與特征值的對應(yīng)關(guān)系， 圖5(c)為特征向量與歸一化多普勒頻移的對應(yīng)關(guān)系， 圖5(d)為特征值與歸一化多普勒頻移的對應(yīng)關(guān)系， 圖中虛線為歸一化多普勒頻移為0.1的閾值線， 實(shí)線為幅值為—80 dB的閾值線.將多普勒頻移小于0.1且特征值大于—80 dB的特征向量濾除， 重建后的成像結(jié)果(第400幀)如圖6所示.圖6(a)—(d)分別是濾波前的仿體成像結(jié)果、濾波后的仿體血流圖、濾波后的仿體軟組織圖和仿體血流的功率多普勒成像結(jié)果.如圖6(d)所示， 通過上述雜波濾除方法可以得到6—8 mm深度處仿體血流的功率多普勒成像結(jié)果.

4.2 大鼠在體實(shí)驗(yàn)結(jié)果

圖5 特征值分解與多普勒頻移分析結(jié)果 (a) 歸一化多普勒頻移對應(yīng)特征向量個(gè)數(shù)的直方圖; (b)特征向量的特征值; (c) 特征向量的歸一化多普勒頻移; (d) 特征值對應(yīng)的歸一化多普勒頻移Fig.5.Eigenvalue decomposition and Doppler shift analysis results: (a) Histogram of the number of eigenvectors corresponding to normalized Doppler shifts; (b) eigenvalues of eigenvectors; (c) normalized Doppler shifts of eigenvectors; (d) eigenvalues versus normalized Doppler shifts.

圖6 仿體血流成像結(jié)果(第400幀) (a) 濾波前的成像結(jié)果; (b) 濾波后的血流成像結(jié)果; (c) 濾波后的軟組織成像結(jié)果; (d) 功率多普勒成像結(jié)果Fig.6.Imaging results of the 400th frame of the phantom blood flow: (a) Original image before clutter filtering; (b) blood flow image after clutter filtering; (c) soft tissue image after clutter filtering; (d) power Doppler imaging result.

對1 s內(nèi)得到的回波數(shù)據(jù)進(jìn)行波束合成與多角度平面波相干疊加， 共得到520幀復(fù)合B模式圖像.對520幀圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行EVD處理和特征向量的多普勒頻移分析， 結(jié)果如圖7所示.圖7(a)為歸一化多普勒頻移對應(yīng)特征向量個(gè)數(shù)的直方圖， 縱坐標(biāo)為特征向量的個(gè)數(shù)， 相較于仿體血流， 實(shí)際血流有不同的流速， 因此其多普勒頻移的分布區(qū)間更寬.若頻率閾值選取過高， 會(huì)損失低速血流信號成分， 導(dǎo)致有效信息缺失; 本實(shí)驗(yàn)采用與仿體實(shí)驗(yàn)一致的經(jīng)驗(yàn)頻率閾值， 即取歸一化多普勒頻移為0.1.圖7(b)為數(shù)據(jù)集的特征向量與特征值的對應(yīng)關(guān)系，圖7(c)為特征向量與歸一化多普勒頻移的對應(yīng)關(guān)系， 圖7(d)為特征值與歸一化多普勒頻移的對應(yīng)關(guān)系， 圖中虛線為歸一化多普勒頻移為0.1的閾值線， 實(shí)線為幅值為—130 dB的閾值線.將多普勒頻移小于0.1且特征值幅值大于—130 dB的特征向量濾除.圖8為多角度平面復(fù)合和濾波前后的成像結(jié)果.圖8(a)， (b)分別為發(fā)射單角度傾斜平面波得到的波束合成后的結(jié)果和發(fā)射27個(gè)傾斜角度平面波相干復(fù)合成像的結(jié)果， 圖8(c)為濾波后的多幀脊髓血流圖像， 從中可見微血流的變化情況.

為討論復(fù)合平面波成像中傾斜平面波角度數(shù)在超快超聲多普勒血流成像中的作用， 分別設(shè)定每個(gè)子序列中發(fā)射傾斜平面波的個(gè)數(shù)為N= 3[—1°—1°]，N= 9 [—3°—3°]，N= 17 [—7°—7°]，N= 27 [—10°—10°](傾斜平面波的角度在設(shè)定區(qū)間內(nèi)均勻分布)， 復(fù)合成像幀頻均為520幀/s， 成像結(jié)果如圖9所示.圖9(a)—9(d)的1—3圖分別為上述4種情況濾波之前、濾波之后和功率多普勒成像結(jié)果.當(dāng)N= 3 [—1°—1°]時(shí)， 成像質(zhì)量差， 無法辨別脊髓內(nèi)部微血管分布(如圖9(a)).當(dāng)N= 9[—3°—3°]時(shí)， 多普勒成像方法能夠?qū)顾鑳?nèi)部微血管結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像， 但難以呈現(xiàn)完整的微血管結(jié)構(gòu)(如圖9(b)).隨著成像角度數(shù)的增大， 當(dāng)成像角度N= 17 [—7°—7°]和N= 27[—10°—10°]時(shí)， 在多普勒成像結(jié)果中可以看到較為清晰的微血管結(jié)構(gòu)(如圖9(c)，(d))， 其中微血管分布主要由靠近背側(cè)和靠近腹腔的兩部分血供構(gòu)成， 該成像結(jié)果與組織病理學(xué)中脊髓血管的解剖結(jié)構(gòu)形態(tài)相似[29].隨著角度數(shù)的增大， 圖像的對比度和SNR得到改善.并能觀察到水平方向—2.5 mm， 豎直方向1.5—2.0 mm處由細(xì)針刺入脊髓所致的局部微血流缺失現(xiàn)象.

圖7 特征值分解與多普勒頻移分析結(jié)果 (a) 歸一化多普勒頻移對應(yīng)特征向量個(gè)數(shù)的直方圖; (b)特征向量的特征值; (c) 特征向量的歸一化多普勒頻移; (d) 特征值對應(yīng)的歸一化多普勒頻移Fig.7.Eigenvalue decomposition and Doppler shift analysis results: (a) Histogram of the number of eigenvectors corresponding to normalized Doppler shifts; (b) eigenvalues of eigenvectors; (c) normalized Doppler shifts of eigenvectors; (d) eigenvalues versus normalized Doppler shifts.

圖8 基于多角度平面波復(fù)合成像的大鼠脊髓血流成像結(jié)果 (a) 單角度平面波發(fā)射成像; (b) 多角度平面波復(fù)合成像; (c) 雜波濾除結(jié)果.每一次發(fā)射超聲平面波的時(shí)間間隔為71.225 μs， 27次發(fā)射傾斜平面波與接收反射回波的總時(shí)長為1.923 ms， 對多角度信號經(jīng)相干復(fù)合可獲得單幀超聲圖像， 其所對應(yīng)的成像幀率為每秒520幀F(xiàn)ig.8.Blood flow imaging results of rat spinal cord based on multi-angle compounding method: (a) Beamforming results after a single emission; (b) multi-angle compounding images; (c) images after clutter filtering.The time interval between each emission is 71.225 μs.Each compounded frame is obtained using 27 steering-angle plane-waves within a period of 1.923 ms.Consequently the frame rate is 520 frames per second.

圖9 不同角度復(fù)合平面波成像結(jié)果對比圖(復(fù)合幀頻均為每秒520幀) (a) 3個(gè)角度[—1°—1°]傾斜平面波復(fù)合成像結(jié)果;(b) 9個(gè)角度[—3°—3°]傾斜平面波復(fù)合成像結(jié)果; (c) 17個(gè)角度[—7°—7°]傾斜平面波復(fù)合成像結(jié)果; (d) 27個(gè)角度[—10°—10°]傾斜平面波復(fù)合成像結(jié)果.1為單幀原始B模式圖像， 2為雜波濾除之后的成像結(jié)果， 其中可見微血流變化， 3為1 s內(nèi)采集數(shù)據(jù)得到的功率多普勒血流圖(1， 2色標(biāo)單位為dB， 3為歸一化數(shù)值的多普勒成像結(jié)果)Fig.9.Comparison of compounded images with different numbers of steering angles (composite frame rate is 520 frames per second): (a) Images compounded of data from emitting 3 [—1°—1°] steering plane-waves; (b) images compounded of data from emitting 9 [—3°—3°] steering plane-waves; (c) images compounded of data from emitting 17 [—7°—7°] steering plane-waves; (d) images compounded of data from emitting 27 [—10°—10°] steering plane-waves.Images labeled 1 are original B-mode images; images labeled 2 are imaging results after clutter filtering in which changes of blood flow can be observed; images labeled 3 are power Doppler images of micro-vessels (data was obtained within 1 s).

5 討 論

在圖9的功率多普勒血流圖中選定一個(gè)感興趣區(qū)域(如圖9(b)—(d)編號3的圖中矩形虛線框所示)， 進(jìn)而分析結(jié)果的對比分辨率.如圖10所示，分別將角度數(shù)N= 9 [—3°—3°]，N= 17 [—7°—7°]，N= 27 [—10°—10°]的成像結(jié)果中該感興趣區(qū)域放大.圖10(b)給出了圖10(a)中虛線深度處的幅度曲線， 進(jìn)而比較微血管成像分辨率.由圖可得， 當(dāng)N= 27時(shí)， 可由箭頭所指處的幅度峰值分辨兩相鄰微血管; 而當(dāng)N= 9時(shí)， 因圖像分辨率降低， 故無法分辨此處的兩相鄰微血管.

由圖10可得， 隨復(fù)合平面波角度數(shù)增大， 血流信號相較于背景噪聲得到增強(qiáng)， 以下對圖像的SNR加以量化分析.當(dāng)N= 27時(shí)最大的角度范圍為—10°—10°，N= 9時(shí)的角度范圍約為—3°—3°.從圖10(a)中選擇3個(gè)尺寸為0.2 mm × 0.2 mm的感興趣區(qū)域(編號為1， 2， 3)， 白色方框?yàn)檠餍盘枀^(qū)域， 最臨近的灰色方框?yàn)閰⒖急尘皡^(qū)域.SNR的計(jì)算公式如下[30]:

其中Iflow(i) ，Ibkgd(i) 分別為血流信號區(qū)域和參考背景信號區(qū)域中第i個(gè)像素點(diǎn)的幅值，nflow和nbkgd分別為血流信號區(qū)域和背景信號區(qū)域像素點(diǎn)的個(gè)數(shù)， SNR是所選區(qū)域血流信號幅度與背景噪聲信號幅度均方根的比值.不同角度傾斜平面波的情況下， 圖10(a)中3個(gè)感興趣區(qū)域的SNR變化曲線如圖11所示.

圖10 對比分辨率隨復(fù)合平面波角度數(shù)增加的變化情況 (a) 當(dāng)角度數(shù)N = 9， 17， 27時(shí)， 圖9(b)-(d)編號3的圖中矩形虛線框中圖塊的放大結(jié)果; (b) 當(dāng)角度數(shù)N = 9， 17， 27時(shí)， 圖10(a)中虛線深度處的幅值曲線圖Fig.10.Change of contrast resolution with the increase of the number of steering angles: (a) Enlarged image blocks in the rectangular dashed box in No.3 figure in Fig.9 (b)-(d) (angle numbers are 9， 17， 27， respectively); (b) amplitude curve of the dotted line position in Fig.10(a) (angle numbers are 9， 17， 27， respectively).

如圖11所示， 3個(gè)感興趣區(qū)域的SNR都會(huì)隨著平面波角度數(shù)的增加而增加.對于1號感興趣區(qū)域， 發(fā)射9個(gè)角度[—3°—3°]傾斜平面波時(shí)， SNR為15.15 dB; 發(fā)射27個(gè)角度[—10°—10°]的傾斜平面波時(shí)， SNR為18.99 dB.類似地， 對于2號和3號感興趣區(qū)域， 當(dāng)發(fā)射9個(gè)角度[—3°—3°]傾斜平面波時(shí)， SNR較小， 分別為13.66 dB和12.96 dB;當(dāng)發(fā)射27個(gè)角度[—10°—10°]傾斜平面波時(shí)， SNR明顯提高， 分別為19.95 dB和18.49 dB.結(jié)果表明， 復(fù)合平面波角度數(shù)和角度范圍的增大可顯著改善多普勒成像結(jié)果的SNR.

圖11 SNR隨復(fù)合平面波角度數(shù)增加的變化結(jié)果Fig.11.SNR versus number of steering angles.

在實(shí)際應(yīng)用中， 骨衰減和相位畸變對經(jīng)椎骨的超聲成像影響不可忽略， 需要進(jìn)行畸變校正與衰減補(bǔ)償.目前代表性的方法包括基于已知速度模型的相位畸變校正方法[31]和基于未知模型的全波反演技術(shù)[32]等， 相關(guān)技術(shù)已被用于經(jīng)顱骨的腦組織超聲成像.后續(xù)研究可引入相關(guān)技術(shù)實(shí)現(xiàn)經(jīng)椎骨的脊髓超聲功能成像.

6 結(jié) 論

本文將超快多普勒技術(shù)應(yīng)用于大鼠脊髓微血流實(shí)時(shí)成像， 通過發(fā)射高幀頻、多角度平面波進(jìn)行相干復(fù)合， 并采用fk-migration算法進(jìn)行圖像重建.對高幀頻復(fù)合圖像進(jìn)行EVD處理和多普勒頻移分析， 并利用頻率-幅值雙閾值濾波法進(jìn)行雜波濾除和動(dòng)態(tài)血流信號的提取， 最終得到了可反映大鼠脊髓微血流的高質(zhì)量功率多普勒圖像.實(shí)驗(yàn)中采用14040次/s的傾斜平面波發(fā)射頻率， 通過基于EVD的頻率-幅值雙閾值濾波法， 得到了脊髓微血管的高質(zhì)量圖像.結(jié)果表明， 增大復(fù)合平面波角度數(shù)可有效改善圖像SNR， 與9個(gè)角度的傾斜平面波成像相比， 27個(gè)角度結(jié)果使得血流成像SNR值增強(qiáng)5 dB左右.在大鼠脊髓微血管的多普勒成像結(jié)果中， 能夠清晰地看到脊髓內(nèi)部的微血管分布，進(jìn)而可由局部微血流缺失觀察脊髓內(nèi)微損傷區(qū)域.本文采用的超快超聲多普勒方法可在無需注射超聲造影劑的情況下， 實(shí)現(xiàn)脊髓內(nèi)微血流成像.未來研究將圍繞著脊髓超聲功能成像展開， 特別是進(jìn)行脊髓血流動(dòng)力學(xué)分析和神經(jīng)-血流耦合作用的研究.