多普勒成像技术

多普勒成像技术（精选9篇）

多普勒成像技术 第1篇

1 超声多普勒诊断的发展历史

医学超声多普勒技术的研究始于20世纪50年代中期,在20世纪70年代得到了应用上的承认,并迅速地发展起来。在从连续式非方向性多普勒系统到连续式方向性脉冲距离选通式多普勒系统的发展过程中,利用超声多普勒技术的成像系统在功能上也迅速得到了完善。20世纪70年代出现了双功脉冲多普勒系统。该系统使用同一探头可以得到扇形扫查的B型声像图和图像中任意采样点的多普勒信息。将B型显示和多普勒技术相结合,即可避免仅仅使用多普勒超声所产生的盲目取样问题,从而可以获得确切部位的血流运动信息。20世纪80年代初,又出现了彩色编码多普勒血流成像技术,可以在实时B型图像中显示心脏或采样区域中细小血管中的血液流动情况,并以彩色来显示血液流动的方向及紊乱程度,使超声诊断从形态学进入了与血流动力学相结合的“形态生理学”诊断阶段。采用曲线、声谱图和彩色血流编码显示多普勒频移信息是该类系统的一大特点。

1842年,奥地利科学家C.J.Doppler发表了题为《双子星座及其某些天体的光波》的论文。文中报告了他发现天体运动中双子星座发出的光波趋向红色。作者认为,这是由于行星和观察者之间存在相对运动,使得观察到的频率发生变化而引起了色彩的变化。多普勒效应(Doppler Effect)因此而得名。其后不久,B.Ballo将此现象引入到声学领域,阐明了声源与观察者之间出现相对运动时,观察者听到声调变化的原因。20世纪以来的很长一段时间里,超声医学领域并没有重视多普勒效应的临床应用价值。

日本的里村茂夫采用超声多普勒效应研究心脏的运动,对来自心脏和瓣膜以外的“特殊”信号作了分析,建议可以采用此信号测量血流。这实际上就成了临床医学上应用多普勒信号的开始。1962年,Kato证明了该特殊信号是由血液中红细胞的背向散射产生的。1964年,Baker首次研制成功了体外检测人体血流速度的多普勒仪器。该仪器对临床医学中诊断浅表血管疾病和监听胎儿情况有很大帮助,同时也为科研人员研究循环系统提供了帮助,但它的缺点是不具备测定血流方向的能力。1969年和1971年,Mcleod和Pourcelot分别用鉴向器区分正负多普勒频移信息,制成了测向多普勒频移设备,但是它们还不能测量不同深度的血流速度,即没有距离分辨能力。1966年,R.Peronneau研制出了距离选通式多普勒系统,使检查者能够选择某一深度取样容积内的血流进行探测。20世纪70年代出现了双功脉冲多普勒系统,使多普勒血流测量和B型超声图像相结合,其中B型用于解剖结构的定位,声谱技术用于血流参数测量。

1980年挪威学者B.J.Angelsen从理论上和实验上研究了血流中红细胞对超声的背向散射问题,建立了血流超声回波信号的理论模型[2]。之后,彩色血流成像技术得到了承认并迅速发展了起来。1981年,B.J.Angelsen又提出了用自相关方法估计血流的瞬时多普勒频率、平均频率和平均速度方差的理论。1982年,日本的Namekawa等人提出了一种新的二维实时多普勒成像系统[3],这个系统可以提供血流速度分布的高分辨率图像。采用这种成像系统可以观测到血流的方向,平均速度的空间成像图以及血流中的湍流情况。随后,日本的尾本良三在临床上证实了此项技术对先天性心脏病,瓣膜病的诊断有很大的实用价值。

日本的Aloka公司在世界上率先将彩色血流成像(Color Flow Mapping,CFM)技术进行商品化,于1983年研制成功了世界上第一台彩色血流成像系统SSD-880。此后,世界各大公司,如日本的Toshiba,美国的HP、GE、ATL,德国的Siemens,韩国的Medison等,都相继推出了自己的彩色血流成像产品。它们的工作原理基本相同,但实现技术各不相同。

2 超声多普勒成像系统主要内容

(1)图谱多普勒对多普勒血流信号作动态功率谱分析,即频域分析,以速度图谱方式显示的多普勒血流仪具有广泛的临床应用价值。显示速度谱的多普勒血流仪也称为频谱多普勒,速度图谱也称为声谱图。显示时,横坐标代表时间,纵坐标代表频率或速度,功率谱密度用灰阶表示。

多普勒信号频率(即频移)与速度之间由系数cosθ相关联。一般情况下cosθ是未知的,因此总是根据血管的走向人为给定θ一个合理值。这样做虽然不够精确,但使用速度标定毕竟比用频率定更符合医生的习惯。

(2)彩色血流成像利用多普勒回波的幅值包络可以得到表示肌肉的B型黑白图像,而利用回波的频移信息可以测得血流速度。对处理后的血流信号进行彩色编码,得到显示人体二维血流特性的图像,包括血流的方向、平均速度、分散程度(也称方差)和血细胞的散射功率,将它们实时地叠加在二维黑白解剖图像上,就得到了彩色血流图像。每个像素点的血流速度决定了该点的成像颜色。由于取样容积内的血流不是一个红细胞,因此彩色血流成像所显示的血流速度,为取样区域内所有红细胞的平均流速[4]。和图谱多普勒显示不同的是,CFM并不显示取样容积内的血流速度分布,而仅显示取样容积内的血流平均速度及其偏离平均流速的程度和能量。

(3)彩色能量成像彩色能量成像(Color Power Angio,CPA)又称多普勒能量成像(Doppler Power Imaging,DPI)。它主要是显示血流的存在与否,并不关心血流的方向及湍流等参数。实际上CPA是对血流中红细胞的密度成像,而不是CFM中对血流的速度(平均速度及方差)成像。CPA成像关心的是产生散射的红细胞密度,大幅度的信号将被赋予亮的彩色而弱信号则被赋予暗的彩色。

3 利用多普勒效应进行血流测量的方法

利用多普勒效应进行血流测量一般有两种方法:连续波多普勒(Continue wave,CW)和脉冲波多普勒(Pulse Wave,PW)。

采用CW方法,探头的发射阵元和接收阵元必须分开,即用一个或一组阵元发射,而用另一组阵元接收,发射阵元发射恒定不变的连续的超声波,接收阵元恒定不变地接收血细胞的散射回波信号。由于它是连续发射和接收超声波,沿超声束的血流和组织运动的多普勒频移信号能够完全被检测并显示出来。利用CW方式进行工作时,理论上不受高速血流的限制,再高的血流速度也可以用频谱图显示出来,这是CW方式的最主要优点。CW方式的缺点是不能提供距离信息,当声束经过的路径上存在着两个以上的运动目标时,所测得的信号将是所有动目标信号的混合,这就限制了有选择地探测人体内某一深度处的血流状况。连续波的发射采用专用Doppler探头,也可以使用相控阵探头或微凸阵探头。

PW方法具有距离选通能力,可测量人体内不同部位的血流信息。PW方式有一项重要参数,就是脉冲重复频率,它的上限受最大探测深度的制约。脉冲波的发射可以采用普通的线阵或凸阵探头。

4 多普勒血流信号的解调和抽取

血管中的血流速度不是均匀的,而是有一个较大的分布范围,管壁处为零,管心处最大,其间速度均不相同。利用超声多普勒检测血流时,一般都要对血流取样[3]。不管取样容积多小,其内都含有许多红细胞,它们的速度各不相同,一种速度对应一个频移,因此,返回的超声多普勒信号不是一个单频信号,而是包含各种不同频率的复杂信号。我们对这些不同频率的信号进行一定的处理,分成单个频率分量,并让它们显示出来,才有可能对取样部位的血流速度和血流性质做出正确判断[5]。正交相位解调是目前广泛采用的一种处理多普勒信号的方法,其基本原理如图1所示(图中LP是low pass的简写,即低通滤波器)。

正交解调器有两个通道,通常又称之为I、Q双通道处理。两个通道上的参考信号为正交的本振信号,它们之间有90°的相位差。由于相位差90°的两个参考信号的频率与发射超声波的射频脉冲的频率是相等的,所以经低通滤波后的输出就是多普勒频移信号的同相分量和正交分量。

在实际系统中,对信号进行解调后,还要进行抽取。从提高系统精确性的角度考虑,通常所用的40MHz的采样频率过高,通过抽取来降低数据采样频率,之后才能对得到的信号进行后续处理。

5 血流速度与多普勒频移的对应关系

人体组织中的许多回声源都是运动的,其中血流的速度最快,可达1m/s。血管壁和其它脏器也是运动的回声源,但速度较慢。运动回声源的速度信息反应在回声的多普勒效应上。

速度为v的回声源,其回声频率的多普勒频移fd为k Hz量级,由文献[6]:

由上式可得出血流速度与多普勒频移的确定对应关系:

这里f0表示探头的发射频率,c表示超声波在人体软组织中传播的速度,θ表示超声波传播方向与血流速度方向的夹角。

6 关于参数估计

自相关估计算法作为一种成熟的估计血流速度和方差的算法被广泛地应用于目前的彩色超声多普勒成像系统中。但是,在20世纪80年代末期,90年代初期人们开始探讨把现代谱估计方法应用于超声多普勒信号处理[7,12]。1990年,L.Thanasise把AR谱分析技术应用到彩色血流成像中,取得了较好的结果[11]。1991年,A.B.Young提出用二阶AR模型估计超声信号的平均频率和方差的方法[12],也得到了较好的结果。但上述方法都存在实际运算复杂,对噪声敏感等问题,因此限制了它们在实际设备中的应用。随着电子技术和数字信号处理技术的飞速发展,这些问题逐步都将会解决。近年来,不断有新的现代谱估计的方法被应用到血流信号的测量中,大大提高了测量精度和准确性[13,20]。在近年来发展起来的可用于血流速度估计的时域分析法中[21]提出了一个新的途径。即利用相关系数来跟踪相同的一组红细胞。

7 彩色血流成像技术原理

彩色血流成像可以检测出二维图像上各点血液的流动情况。它的成像扫查方式既不同于一般的B型模式,也不同于脉冲多普勒模式,而是两者相结合的产物。

具体方法是在每一个扫查方位角θ上发射N个脉冲,4!N!16,然后换一个方位角θ+Δθ,再发射N个脉冲,直到把一个扇形断面扫查完毕。这种扫查过程如图2所示。

对于每一个角度的扫查线,同时存在两个采样过程,一个是时间采样,另一个是空间采样。

时间采样是指每一次脉冲发射后,接收系统对正交解调后的回波信号所进行的连续采样过程。

设时间采样频率为fs,那么相邻两个采样点所表示的距离分辨力为:

式中,Δs表示距离分辨力,c表示声波在人体内的传播速度。

所以时间采样所获得的信息包含了距离分辨信息,它相当于脉冲多普勒技术中的距离选通门,本质上和多通道脉冲多普勒成像原理相似,此时采用一个数据处理通道进行时分多路复用,从而可节省大量数据通道。

空间采样是利用脉冲的重复发射,对各条扫查线上的时间采样点进行重复采样的过程,因此空间采样频率就是脉冲重复发射频率PRF。空间采样的点数也就是同一角度上脉冲发射的次数N。空间采样的实质是对纵向的时间采样信号进行横向的空间分组。相邻两组空间采样的数据便是用于进行自相关运算的数据。如果时间采样点数为n,那么这些数据一共分成n组空间采样数据,每一组由N个采样数据组成,它包含了所对应的特定距离上的多普勒血流信息。

8 彩色血流成像系统原理

彩色血流成像是一种复杂的信号处理技术,为了实时显示彩色血流,它要求仪器在30mm内必须分析15000个以上采样点的多普勒信号。一般彩色血流成像仪的工作过程如图3所示:解调抽取后的I、Q信号经壁滤波器滤波,去掉血管、瓣膜等产生的低频分量后,送入自相关器作自相关检测。

壁滤波器是低频抑制滤波器,它抑制了从静止的或慢速运动的肌肉或组织所反射回来的大幅度回波信号,这些信号具有很小的多普勒频移。自相关估计器的输出送至速度计算器和方差计算器,分别计算多普勒频移信号的平均值和方差,其结果存入数字扫描变换器(DSC)中。另外由常规B超获得的B型图像也存入到DSC中。后续编码和显像模块将存贮在DSC中的血流数据变换为色度信号。当显示血流速度时,用7bit二进制数作为对平均速度v!和方差σ2的编码,当显示功率(即能量图CPA)时,用6bit二进制数作为对的编码。这些编码作为三基色(Red and Green and Blue,RGB)数据表的地址。

如果v!>0,则彩色变换器给出红色,这表明多普勒频移为正,因此血流流向换能器(即探头)。如果v!<0,则彩色变换器给出蓝色,这表明多普勒频移为负,因此血流流离换能器。血流速度越大,相应的彩色就越亮。其次考虑方差值σ2。血流速度存在方差,表明有湍流存在,用第三基色绿色表示方差,其值越大,绿色的亮度也越大。这样用三基色及其亮度就可表示血流的方向、湍流程度(即湍流程度)及速度大小三个参数。如果流向换能器的血流存在湍流,将出现红色加绿色所形成的黄色;如果流离换能器的血流出现湍流,将出现蓝色加绿色而形成的青色。

彩色血流成像系统在设计时采用高速相控阵扫描头进行平面扫查,将二维彩色血流信息重叠显示于同一监视器的二维黑白回声结构图像的相应区域内,从而实现解剖结构与血流状态两种图像互相结合的实时显示。其发射过程与普通B型超声相似。但接收时过程有所不同。提取到的信号被分为两路:一路经放大处理后按回声强弱形成二维黑白解剖图像;另一路则对扫查线全程作多点取样,进行多普勒检测,信号经自相关技术处理,并用红、绿、蓝三原色进行编码,显示血流频移信号。这种彩色血流信号显示在相应的二维黑白图像的隐性暗区内,即成为既能探测解剖形态大小,又能观察其内血流活动状态的彩色多普勒血流。

摘要：本文详细论述了基于多普勒成像的彩色血流成像技术,对于彩超的研制有着重要指导意义。

四维超声成像技术与方法 第2篇

作者：魏晓光

来源：安太医院

近年来计算机技术革命化的进步被融入超声诊断系统，使得三维容积成像的速度在短短的几年时间里得到了极大提高，目前已经发展到能够进行动态的四维成像。

高分辨的二维超声和彩色多普勒超声的技术进步是超声诊断学发展的重要里程碑，尤其是在妇产科的应用，成为无可替代的非侵入性的诊断工具。近年来四维超声技术的发展和进步，为非侵入性的诊断技术又开辟了一个新的领域。

四维超声技术能够克服二维超声空间显像的不足，成为二维超声技术的重要辅助手段。四维超声的进步体现在能够迅速地对容积图像数据进行储存、处理和动态显示其三维立体图像，并且能够得到多平面的图像，而这一功能以往只有CT和MRI技术才具备。目前四维超声尚不可能完全替代二维超声，但它的确为一些复杂声像结构的判断提供了大量辅助信息，并对某些病变的诊断起到二维超声无法替代的作用。它的应用潜能正随着经验的积累被逐步开发出来。

一、四维超声技术简介

三维超声是将连续不同平面的二维图像进行计算机处理，得到一个重建的有立体感的图形。早期的三维重建一次必须采集大量的二维图像(10～50幅)，并将其存在计算机内，进行脱机重建和联机显示，单次三维检查的图像数据所需的存储空间达数十兆字节，成像需要数小时甚至数天时间。近年来三维超声与高速的计算机技术的联合使其具备了临床实用性。三维表面成像在80年代首次应用于胎儿；90年代初期开始了切面重建和_一个互交平面成像；容积成像则开始干1991年；1994发展了散焦成像；1996年开始了实时超声束跟踪技术，而最新发展的真正的实时三维超声可以称作四维超声(four—dimensional ultrasound)，数据采集和显示的速率与标准的二维超声系统相接近，即每秒15～30帧，被称作高速容积显像(high speed ultrasotlnd v01umetri clmaging，HSUVI)。真正实现实时动态三维成像，将超声技术又提高一个台阶。新景安太医院拥有4台四维彩超，专业的四维彩超检查医生，此技术已经在我院临床使用4年多，有非常丰富的经验。

四维超声成像方法有散焦镜法、计算机辅助成像和实时超声束跟踪技术。

(一)散焦镜方法(defoctJsi rlg lens metriod)也称厚层三维图像，方法简单，费用低。装置仅需在凸阵或线阵探头上套上一个散焦镜。用此方法可以对胎儿进行实时观察，然而胎体紧贴宫壁时图像就会重叠，使胎儿图像辨别困难。

(二)计算机辅助成像 是目前首选的三维成像方法，成像处理过程包括：获取三维扫查数据；建立三维容积数据库；应用三维数据进行三维图像重建。

(三)实时超声束跟踪技术 是三维超声的最新技术，其过程类似于三维计算机技术但可以立即成像。仅仅需要定下感兴趣部位的容积范围就可以住扫查过程中实时显示出三维图像，可以提供连续的宫内胎儿的实时三维图像，例如可以看到胎儿哈欠样张口动作等。

二、四维超声成像方法

四维超声的临床实用性很大程度上取决于操作人员对此技术掌握的熟练程度。只有了解四维超声的基本原理和概念，熟练掌握四维超声诊断仪的操作方法和步骤，才能充分发挥三维超声的最大作用。

(一)四维成像的主要步骤与成像模式 常规四维成像包括以下步骤：

1．自动容积扫查 以三维容积探头进行扫查，获取三维数据。三维数据是通过超声探头扫查平面的移动而获取的大量连续二维断面图。现有的三维探头都配有内置的凸阵或扇形探头，探头内电磁感应器可以感应出每一断层的相对位置和方向。每一断面的二维图像信息连同其空间方位信息都被数字化后输入电脑。实时二维扫查是基础，根据感兴趣区域的空间范围，任意调节断面的角度、扫查深度和扫查角度，确定三维容积箱(volume box)的位置和大小后进行扫查。任扫查时可以根据感兴趣区的回声和运动特征调整扫查速度。对运动的目标可选用快速扫查，但获得的图像空间分辨力低；低速扫查图像分辨力最高，但易受运动影响；正常速度扫查的空间分辨力介于两者之间。

2．三维数据库的建立 探头扫查获得的数据是由许许多多的断面组成的合成数据，作为三维数据库输入电脑，可以通过滤过干扰信息改善数据的质量。三维数据库包含一系列的体积像素，每一体积像素既是灰度值也是亮度值，见图1—2一l。

3．三维图像重建应用三维数据库可以重建出各种图像，包括三维切而重建和立体三维的观察。

(1)切面重建：成像最简单，通过旋转三维数据库可以选定任意一个平而的二维图像，进行多平面图像分析。尽管得到的是断面图，有时对诊断却非常有用，冈为许多平面(例如子宫的冠状面)是二维超声难以观察到的。

(2)容积成像(volLime rendering)：是一种基十体积像素(voxel)的三维数据库的视觉工具。一个像素(pixel)是二维图像的最小的图像信息单位，一个体积像素则是三维容积数据中最小的图像信息单位。在二维的有立体感的图像L的每一个像素都代表着一组三维体积像素，沿着投射线的多个体积像素经过分析处理后

1)表面成像模式：采用此方法能够建立组织结构的表而立体图像。通过旋转三维立体数据库选择感兴趣区域进行成像，非感兴趣区可以去除；采用合适的滤过功能，可以滤过周围低回声，使图像突出，例如去除羊水内的低回声，突出眙儿表面高回声，滤过高时还可以突出胎儿骨骼结构，显示出高回声结构的立体图像；应用图像自动回放的旋转功能，可以从不同角度观察立体图像；另外还可以调节图像的明亮度和对比度，使图像立体感更强。

2)透明成像模式：将实质性的组织结构的所有三维回声数据投射到一个平面上，选择性地显示出高同声或低回声结构的特征。采用这种模式要求感兴趣结构的回声特征较周围组织回声高或低，例如骨骼、血管或囊性结构。此模式能够产生类似x线照片的效果，但与x线照片不同的是，可以通过回放旋转功能从各个角度来观察图像。

3)彩色模式：在扫查中采用多普勒方式，可以进行血管内彩色血流三维重建。三维多普勒能量图不但能够观察组织结构内的血流情况，还可以提供一定容积内血细胞量的间接资料，三维血管成像方法能够跟踪血管走向，区分重叠血管，见图2一l一

10、图2一l一19等。三维彩色直方图是最近开发出来的能够客观定量分析血流的一个新指标，是指单位体积内代表血管化程度的彩色成分的百分比和代表血流量的平均彩色幅度值，它为定量评估生理和病理情况卜的血管生成提供了一个非常重要的手段。

(二)容积成像的步骤与方法 在数秒钟内完成扫查和建立三维数据库后，可以立即进行容积成像操作，也可以把数据储存入仪器内，过后再调出分析。容积成像的基本步骤

(1)确定成像范围：在所扫查的三维容积资料中选定出感兴趣区域(即容积箱)，任容积箱外的结构将不会被成像。

(2)选择成像模式：根据感兴趣区域的回声特征合理选择成像模式，以能够突出病灶特征为原则。

(3)图像的滤过处理：表面成像时利用滤过功能对周围低回声结构进行适当的抑制，以突出表面结构特征。

(4)旋转三维图像：进行图像定位，使立体图像处于最佳显示角度，从而得出最佳三维图像。

(5)立体电影回放：采用电影回放的功能可以从不同角度动态地观察图像，立体感更强。

(6)电子刀的选择：利用电子刀的功能能够去除与感兴趣结构表面无关的立体回声结构，以及不规则的周边，使图像从任何角度上看都更为清晰、重点突出。

三、四维技术的优点

最新四维超声系统在妇产科应用的主要优势在于四维容积扫查方式的进步和四维数据处理方式的进步。

四维成像技术的优点主要有以下几点：

1．能够获得任意平面的图像，并标明其在空间的方向和位置，有利于对图像进行仔细分析，减少主观因素干扰。

2．具有精确的体积计算功能。常规的二维超声只能获取一个组织结构的三个切面，通过三个切面的径线粗略地估测体积，当目标形态不规则时则无法估计。三维超声可处理多平面资料，模拟出组织的形状，利用特定的容积计算公式得出体积大小，使体积的测量更为精确，尤其对不规则形器官或病灶体积的测量更具优越性。新近应用的在体器官计算机辅助分析技术(virtual 0rgan compute卜aidedanalysis，VOCAL)具有自动测最各种形态结构之体积的功能，能够描画和显示任何形态的组织器官外形特征，并计算出其体积，为不规则形结构的体积估计提供了最佳的手段。

3．能够对感兴趣结构重建三维立体图像，使结果直观。清晰的立体图像可以产生以下效果：

(1)对胎儿异常的观察更为细致，对了解病变的全貌优干二维超声检查，例如对胎儿唇裂的诊断等。

(2)对初学超声诊断者，有助于培养空间思维能力和理解图像的能力。

(3)胎儿异常的三维立体成像使母亲及其家属容易理解，避免医务人员解释不清所造成的不便。

4．四维扫查在瞬间完成，获得的容积数据可以全部被储存起来，数据可以在患者离开后随时调出来进行研究分析，评价存储数据，由此带来的优点是：

(1)不必匆忙对疑难病例下定论，可以在充分讨沦后得出更准确的判断。

(2)减少了病人因检查时间长而造成的不适，降低了超声检查时间长对胎儿的可能损害。

多普勒成像技术 第3篇

以往的文献中，我们看到较多应用组织多普勒成像技术 (Tissue Doppler Imaging, TDI) 对尿毒症患者左心室功能变化的报道，而对尿毒症患者右心室功能变化的探讨并不多，原因在于人们低估了右心室的生理作用，往往把它看成是血流通道，认为右心室的收缩及舒张功能在血流动力学中的作用是有限的。事实上，右心室发挥极其重要的生理作用，而且当右心室发生功能障碍时，可以通过室间隔及心包的相互作用，对左心室的收缩或舒张功能产生不良影响，因此本研究选用TDI对尿毒症患者左、右心室的收缩和舒张功能进行评价，从而可以更全面的定量分析尿毒症患者的心脏功能，为临床治疗提供指导。

1 资料与方法

1.1 研究对象

尿毒症组:选择2009年9月～2010年7月在我院住院或经门诊确诊的尿毒症患者40例，其中男20例，女20例，年龄37～70岁，平均 (54±11) 岁。入选标准:所有患者原发病均为肾病，其中肾小球肾炎20例;肾盂肾炎12例;多囊肾8例;患者的心率均为窦性心律，左室射血分数大于50%，无局限性收缩功能异常。排除标准:冠心病、肥厚性心肌病、心脏瓣膜病、先天性心脏病等;原发性高血压病史;超声心动图检查图像采集不满意者。正常对照组:选择我院同期健康体检人员40名，其中男20名，女20名，年龄36～72岁，平均 (55±10) 岁，各项检查均正常。

1.2 实验仪器

采用美国Philips公司生产的IE 33彩色多普勒超声诊断仪，配有TDI软件及电子相控阵探头S5-1，探头频率1 MHz～5 MHz。

1.3 检查方法

嘱所有被检查者在安静状态下取卧位或左侧卧位，同步记录心电图，所有测值均取3个心动周期的平均值。

1.3.1 常规超声心动图检查

根据美国超声心动图学会的推荐，在心尖四腔观，通过脉冲多普勒描记法，将取样容积置于二尖瓣、三尖瓣口。对跨二尖瓣、三尖瓣舒张期血流进行跟踪成像，测量舒张早期灌注峰值流速 (E) 和舒张晚期灌注峰值流速 (A) ，计算E/A比值。

1.3.2 TDI检查

标准心尖四腔观，将取样框置于二尖瓣环水平左室侧壁 (left ventricle lateral wall, LVLW) 、三尖瓣环水平右室侧壁 (right ventricle lateral wall, RVLW) ，取得速度频谱，分别测量收缩期峰值速度 (Sm) ，舒张早期峰值速度 (Em) 及舒张晚期峰值速度 (Am) ，计算Em/Am比值。

1.4 统计分析

采用SPSS 17.0统计软件，计量资料以表示，组间比较采用两独立样本t检验。以P<0.05为差异有统计学意义。

2 结果

2.1 尿毒症组左心室和右心室E/A<1、Em/Am<1，与正常对照组相比，均有舒张功能受损 (P<0.05，表1、2) ;

2.2 尿毒症组左心室和右心室收缩功能指标Sm与正常对照组相比，差异有统计学意义，收缩功能亦受损 (P<0.05，表1)

△:与对照组比较，P<0.05。

△:与对照组比较，P<0.05。

3 讨论

组织多普勒成像技术 (TDI) 是在传统的彩色多普勒技术的基础上，通过改变多普勒滤波系统，去除心腔内高速、低振幅的瓣口血流频移信号，保留心肌运动产生的低速、高振幅的频移信号，从而获得有关心肌运动速度的定量资料为评价右室功能提供了一种潜在的选择[2]。本研究选择瓣环作为测量部位，这是因为心脏收缩舒张时，心尖的位置相对固定，瓣环平面于收缩期朝向和舒张期背离心尖的运动代表心肌纤维在长轴方向的收缩和舒张[3]。由于心室的射血主要由长轴上心腔的缩短来完成，因此瓣环的移动可以反映心室整体的收缩和舒张功能，而且更少受心脏前负荷的影响，能更直观地反映心室的舒张功能，且可鉴别瓣口血流的假性正常化。Ozdemir等[4]的研究证明室间隔三尖瓣隔瓣瓣环处受左心室功能影响较大，不是反映右心室功能的最佳位点，而右心室侧壁三尖瓣环处才是反映右心室舒缩功能的最佳位点，故本实验选用此位点进行研究，以提高结果的准确性。

尿毒症是各种肾脏疾病持续进行性发展的终末阶段，尿毒症时多种因素可以影响心脏的收缩和舒张功能。本研究结果显示，反映收缩功能的指标Sm及反映舒张功能的指标E/A, Em/Am在尿毒症组与正常对照组间差异有统计学意义，表明尿毒症患者存在收缩舒张功能障碍，因此早期评价尿毒症患者的心功能显得尤为重要.此结果足以说明在以往的研究中，认为尿毒症毒素及并发症只影响左心室而右心室无改变的观点是不合理的。同时有研究表明[5]，两个心室共同的血供、肌纤维解剖、室间隔和心包实现其在解剖学上的一体化，同时在一些其他条件下如动脉高压时显现出相互依存。

综上所述，组织多普勒成像技术可定量分析尿毒症患者左、右心室的收缩和舒张功能，心室功能的这些改变归因于心室间的相互依存和尿毒症毒素，以及高血压、贫血、冠脉病变、电解质紊乱，异常的钙、磷代谢[6]以及细菌和病毒的感染等多种因素有关。通过对二尖瓣、三尖瓣环运动速度的分析，组织多普勒提供了不同于血流频谱的信息，能够及时有效地评价尿毒症患者心功能并指导临床治疗，预防并发症，提高生存率。

参考文献

[1]王海燕, 主编.肾脏病学[M].第2版.北京:人民卫生出版社, 1995:1426-1433.

[2]Gilman G, Nelson TA, Hansen WH, et al.Diastolic function:asonographer's approach to the essential echocardiographic measure-ments of left ventricular diastolic function[J].J Am Soc Echocar-diogr, 2007, 20 (2) :199-209.

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多普勒成像技术 第4篇

一、主要技术规格及系统功能需求：

1、系统性能包括：

1.1高分辨率二维灰阶成像单元 1.2 彩色多普勒成像单元 1.3频谱多普勒成像单元 1.4能量多普勒成像单元 1.5方向能量多普勒成像单元 1.6组织谐波成像单元 1.7静态三维成像单元 1.8复合成像单元 1.9宽景成像单元

1.10全方位M型成像（≥3条取样线）1.11彩色组织多普勒成像单元（TDI）1.12μ-Scan成像技术 1.13彩色M型

1.14线阵探头独立偏转成像技术

2、测量和分析

2.1一般测量：包括距离、面积、周长、容积、角度、时间、斜率、心率、流速、压力、流速比等

2.2产科测量软件：具有13种胎儿体重算法，生长曲线显示，胎儿超声心动图计测量，5 种妇产科报告；

3、4胞胎对比测量分析；

2.3心脏功能测量与分析,自动分析TEI指数，心脏报告可编辑，PISA测量自动分析

2.4血管血流测量与分析 2.5在彩色多普勒的模式下，具备血流量测量和分析功能 2.6 小器官测量与分析 2.7泌尿科测量与分析 2.8矫形外科测量与分析

2.9自定义注释：包括插入、删除、编辑、保存等

3.输入/输出信号：输入：具备数字信号接口。输出：复合视频、RGB彩色视频、S-视频，USB 4．连通性：医学数字图像和通信DICOM3.0接口部件。5.图像管理与记录装置：硬盘、DVD-R光盘存储

6.超声图像存档与病案管理功能：在主机中完成病人静态图像和动态图像的存储、管理及回放存储：可进行硬盘、DVD-R的静态及动态图像的存储

7.产品安全性能：

7.1电气安全:符合CE要求（提供相关检测机构检测报告和CE证书）7.2声输出安全:系统具备声学输出功率、机械指数、热指数显示 *7.3腔内、介入探头符合IEC60601-2-37Edition 2.0 2007-08标准的要求，具备表面温度监控显示技术（提供证明图片）

一、技术参数与要求：

1．系统通用功能

1.1彩色监视器：≥15吋高分辨率彩色LCD监视器，无闪烁，不间断逐行扫描，可上下左右任意旋转

1.2探头接口：零插拔力金属体连接器，有效激活相互通用接口≥3个 2．探头规格

2.1超宽频带探头，频率范围2.0-15.0MHz 2.2探头配置：凸阵探头、线阵探头，可选配相控阵探头、腔内探头 *2.3所配每种探头基波频率≥5组，谐波频率≥5组（提供图片证明）2.4腹部探头：2.0-5.0MHz，最大探测深度≥240mm 2.5浅表探头：5.0-10.0MHz，最大探测深度≥90mm 2.6腔内探头：5.0-9.0MHz，扫描角度≥133°（提供图片证明）2.7心脏探头：2.0-4.0MHz，最大探测深度≥240mm 2.8 B/D兼用：线阵：B/PWD，凸阵：B/PWD，扇扫：B/PWD 2.9 穿刺导向：可选配探头穿刺导向装置 3.二维灰阶显像主要参数：

3.1成像速度： 凸阵探头, 最大视野，18CM深度时,帧速度≥60帧/秒 3.2最高扫描线密度≥512超声线，图像最大放大倍数≥10倍 3.3发射声束聚焦：焦点≥12个

3.4接收方式：数字化处理通道数≥1024，多波束信号并行处理 3.5动态范围：≥220db 3.6二维图象增益调节范围≥255dB,连续可调（提供图片证明）3.7系统最大扫描深度≥32cm（提供图片证明）

3.8声束形成器：数字式声束形成器、数字式全程动态聚焦、数字式动态可变孔径及动态变迹、动态旁瓣压缩，优化发射波形，A/D≥12bit，焦点位置在成像区全程可调

3.9回放重现：灰阶图像回放最大≥3000幅

*3.10预设条件：针对不同的检查脏器，预置最佳化图像的检查条件，减少操作时的调节，及常用所需的外部调节及组合调节，并以脏器图形化直观显示。（提供图片证明）

3.11增益调节：B/M可独立调节 3.12 STC分段调节≥8段 3.13伪彩颜色≥13种

3.14扇形扫描角度：10°-90°选择 3.15声功率1–100%可视可调，步进≤1% 3.16实时诊断状态下剪贴板图像存储功能（提供图片证明）

3.17空间分辨力：高频线阵探头,深度≤60mm范围内的轴向分辩率产品标准≤0.5mm 4．频谱多普勒技术要求：

4.1方式：脉冲波多普勒：PWD，连续多普勒：CWD 4.2多普勒频率：线阵：PWD，五组频率，凸阵：PWD，五组频率（提供图片证明）

4.3最大测量速度：PWD:正或反向血流速度≥7.6m/s 4.4最低测量速度：≤0.6mm/s（提供图片证明）4.5 Doppler自动包络测量和计算 4.6取样宽度及位置范围：宽度 1–20mm 4.7彩色滤波器具有自动调整技术：调节脉冲重复频率时，壁滤波器自动进行相应优化调节

4.8显示控制：反转显示（左/右；上/下）、B-刷新

4.9频谱多普勒PW一键自动优化，自动调整基线；自动调整PRF；自动调整较正角度

4.10PW实时包络功能，在实时诊断下，频谱实时包络并显示血流参数 4.11回放重现：电影自动回放功能 5．彩色多普勒技术要求：

5.1多普勒增益≥255dB，连续可调（提供图片证明）

5.2显示方式：速度方差显示、能量显示、速度显示、独立方差显示，二维图像/频谱多普勒/彩色血流成像三同步显示

5.3显示位置调整：线阵扫描感兴趣的图像范围：-20°~+20° 5.4彩色增强功能：彩色多普勒能量图（CDE）及方向性能量图

5.5彩色多普勒图定量分析软件：血流速度分布图、血流量测量技术（提供图片证明）

5.6具备同屏左右双幅同时显示B+COLOR功能（提供图片证明）5.7彩色模式基线调节±15级

6．所配软件为最新版本，并包含已发布的全部功能

二、配置清单：

1.彩色多普勒超声诊断仪主机 1 台 2.配置探头：

腹部探头 1 个 浅表探头 1 个

多普勒成像技术 第5篇

关键词：早期宫颈癌,三维能量多普勒超声成像技术,血管检测,实际应用

在妇科临床中宫颈癌以及宫颈上皮瘤变都是比较常见的疾病, 近些年来, 年轻女性患宫颈癌的概率明显上升, 因为宫颈癌发作前存在相对较长并可逆转的病变阶段[1], 因此, 尽早发现和治疗也是医学界众多学者努力钻研的课题。三维能量多普勒超声成像技术 (以下简称多普勒技术) , 属于非创伤性评价方法, 比起传统的二维彩超来说检查效果更加理想[2]。本文将就此展开探究, 总结其在早期宫颈癌血管检测过程中具备的实际应用价值, 并就此展开探究分析, 探究结果如下。

1 资料与方法

1.1 一般资料

选取我院2014年5月~2015年5月收治的宫颈癌早期患者20例作为癌变组, 选取同期收治的宫颈上皮内瘤变的患者20例作为瘤变组;选取身体健康的女性20名作为健康组。年龄30~60岁, 平均年龄 (43.23±5.26) 岁。三组研究对象的一般资料对比, 差异无统计学意义 (P>0.05) 。参与本次研究之前均已取得研究对象及其家属的知情和同意, 均已签署知情同意书。

1.2 方法

首先, 对研究对象的宫颈部位行常规二维超声检测, 若宫颈部存在肿块则以此为重点, 反之则扫描整个宫颈。随后转换到能量多普勒模式, 对血流分布进行观察, 固定仪器探头, 叮嘱患者保持平稳避免随意移动, 对重点区域进行3D重建, 借助软件对肿物内血管以及血流量展开定量分析。另外, 在研究的过程中, 保证每位研究对象都能够接受相同的医生、相同的条件、相同的超声检测仪器来完成检查过程。

仪器选择:GE E8彩超诊断测试仪, 其腔内容积探头的频率在5~9 MHz。同时配备对应的VOCAL测试软件, 它可以自动对参数进行测试。

1.3 观察指标

对比三组患者的VI、FI以及VFI, 另外观察宫颈癌患者肿瘤体积和血管参数之间的关系。

VI是重点区域内彩色信息总量, 它表示组织内部检测到血管的总数;FI是对全部血流平均彩色值以及血流具体密度, 它表示三维扫查期间通过的血细胞数量;VFI指的是重点区域当中加权彩色值, 它是血管信息以及血流信息的相互综合。

1.4 统计学方法

采用SPSS 19.0统计学软件对数据进行分析以及处理, 计量资料以表示, 采用t检验, 以P<0.05为差异有统计学意义。

2 结果

癌变组的三项参数均明显高于瘤变组以及健康组, 差异有统计学意义 (P<0.05) ;瘤变组VI以及VFI也明显高于健康组, 差异有统计学意义 (P<0.05) 。见表1。

另外, 通过三维能量多普勒超声成像对肿瘤的体积进行测试, 发现癌变组患者宫颈肿瘤的体积增大, 其FI也会明显提升, 两者之间存在联系。

3 讨论

对临床中早期宫颈癌血管检测过程中使用三维能量多普勒超声成像技术的应用价值展开探究分析, 癌变组的三项参数均明显高于瘤变组以及健康组, 差异有统计学意义 (P<0.05) ;瘤变组VI以及VFI也明显高于健康组, 差异有统计学意义 (P<0.05) 。说明在临床当中使用三维能量多普勒超声成像技术能够很好地对宫颈癌早期患者进行预测, 效果比较理想, 值得进行推广和使用。

多普勒技术在妇科检测宫颈癌中是比较常见的方式, 它和薄层液基细胞学以及宫颈活性检测两种方式并存, 在临床当中广泛使用[3]。不过这种方式在目前的医疗技术环境下相对来说是一种比较新型的方式, 前景比较广阔, 它做到了无创检测, 能够通过构建三维图像来对肿物内部的血流情况以及其所处的空间位置进行直观且形象的观察, 借助VI、FI以及VFI的情况检测人体宫颈部位出现病变的血流以及血管状况, 能够给早期宫颈癌检测提供充分的依据[4]。但是由于早期宫颈癌患者与瘤变患者有一定的重叠, 因此想要让它在临床当中得到科学、准确的应用, 还需要对其展开更加深入、全面的探讨分析。

除此之外, 在本文的研究当中, 我们借助三维能量多普勒超声成像对肿瘤的体积进行测试, 发现癌变组的患者宫颈肿瘤的体积增大, 其FI也明显提升, 这说明在肿瘤内部血细胞数量与肿瘤生长存在一定的联系, 如果肿瘤成长比肿瘤血管供应营养的量和速度快, 血流就无法供应肿瘤的血液需求, 肿瘤内部就会出现组织和血管坏死。

4 结语

总之, 在妇科临床诊断中, 使用三维能量多普勒超声成像技术能够很好地对宫颈癌早期患者进行预测, 而且相对较准确, 能够在早期发现癌变, 防止延误病情, 因此在临床中有比较理想的应用价值。

参考文献

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多普勒成像技术 第6篇

1 资料与方法

1.1 临床资料

入选2009年1月—2013年1月收治的STEMI病人6 0例,男3 7例,女2 3例,年龄3 8岁~86岁(59.7岁±11.6岁)。纳入标准,所有病人都错过直接PCI的治疗时间窗。依病人接受治疗情况分为两组。所有病人均在发病12h后入院或发病在12h内入院,行溶栓治疗不成功。结合病人的经济情况和主观意愿分为:单纯药物治疗组30例及药物+PCI治疗组30例。

排除标准:既往有陈旧性心肌梗死病史或冠状动脉旁路移植术后;合并其他原因心脏病或其他原因导致的心功能不全;合并预激综合征;有严重的肝肾衰竭者;合并严重脑血管病致肢体功能障碍者。

两组病例在年龄、性别、高血压病、高血脂、糖尿病、吸烟、高血脂等方面比较差异无统计学意义。梗死部位、泵功能Killip分级等比较差异无统计学意义(P>0.05),具有可比性。详见表1。

1.2 方法

1.2.1 单纯药物治疗组

入院后即给予阿司匹林100mg,氢氯吡咯雷75 mg双联抗血小板治疗,阿托伐他汀钙20 mg,并结合血压、心率情况给予贝那普利、比索洛尔等治疗。

1.2.2 药物+PCI组

口服药物同单纯药物治疗组,同时于发病后2周开通IRA,植入进口雷帕霉素药物涂层支架。

1.2.3 检测指标

所有病人均详细记录年龄、性别、并发症,并按心肌梗死常规查心电图、心肌酶、肌钙蛋白。所有病人在入院当天及治疗后3个月时行脑钠肽(BNP)检查。所有病人在入院当天及治疗后1个月和3个月分别行以下检测。(1)心脏彩超检查,测量左房内径(LAD)、左室收缩末内径(LVSD)、左室射血分数(LVEF);(2)PWDTI检测,在二维超声基础上启动DTI程序,于室壁运动异常节段长轴的心内膜中部留取局部心肌的PWDTI频谱图,测量参数以两个心动周期所测平均值确定,测量S波峰速度(Vs),e波峰速度(Ve),a波峰速度(Va),S、e、a各波速度时间积分VTIs、VTIe、VTIa及S波峰加速度(ACCs),e波峰减速度(DCCe),计算舒张早期峰速度/舒张晚期峰速度(E/A)值[1]。

1.3 统计学处理

采用SPSS18.0软件包分析,计量资料以均数±标准差(±s)表示,采用t检验;均数差异的显著性应用方差分析,计数资料采用χ2检验。P<0.05为差异有统计学意义。

2 结果

2.1 两组心功能比较

住院期间药物+PCI治疗组与单纯药物治疗组的LAD、LVSD、LVEF差异无统计学意义,随访期间药物+PCI组的上述指标均较单纯药物治疗组好,药物+PCI组能够明显改善左室重构和预后的作用。详见表2。

2.2 两组异常室壁节段PWDTI结果

两组间比较,药物+PCI治疗组在1周时Vs、ACCs及E/A均低于单纯药物治疗组,但无统计学意义,在治疗后1个月到3个月时Vs、VTIs、ACCs明显高于单纯药物治疗组(P<0.05)。详见表3。

3 讨论

尽早开通梗死相关动脉,恢复心肌血运,缩小梗死面积,改善心室重塑,保护左室功能,是治疗STEMI的关键,能够降低死亡率及改善远期预后[2,3]。然而对于错过急诊PCI的急性心肌梗死病人在心肌梗死后多长时间行PCI疗效最佳仍存在争议。Hochman的阻塞动脉实验(OAT)结果显示,在错过了最佳再灌注治疗时间的STEMI病人,于发病后3d~28d内采用PCI技术开通IRA结合药物治疗,与单用药物治疗相比,不但不降低病人的死亡,还有再发心肌梗死的倾向[4]。然而Horie等[5]对83例STEMI病人晚期开通血管研究表明,PCI组预后好于药物保守治疗,White等[6]的研究也支持晚期开通IRA。而杨跃进等[7]认为OAT研究中PCI组IRA开通过早(1/4病人在5d内完成),由于急性心肌梗死在24h至5d这段时间内冠脉相关血栓性病变不稳定,PCI支架植入后易发生冠脉远端血栓或斑块栓塞、无再流或慢再流等并发症,这段时间有可能发生心肌再灌注损伤,导致存活心肌的进一步坏死。目前评价心功能和局部室壁运动变化的指标很多,超声心动图是目前常用心功能检测手段,不仅能测定心脏的收缩功能及舒张功能,同时还可以检测室壁因缺血所致的异常运动情况,但B超常受到检测者的经验和仪器两方面因素影响,评价效能目前仍存争议。而新开展的DTI与常规超声比较,可以客观定量评价室壁运动,尤其在局部室壁运动出现异常时其定量实时分析更具有独到的优势。本研究应用PWDTI对心肌梗死延迟开通IRA后局部室壁运动进行了初步研究。其结果显示在梗死后12d~14d行延迟开通IRA是一种合理有效的治疗策略,可以促进梗死区存活心肌功能恢复,也能够预防左室扩大和重构,预防心力衰竭,进一步降低死亡率改善预后和生活质量。

摘要：目的 应用脉冲组织多普勒成像技术(pulse-wave doppler yissue imaging,PWDTI)评价延迟经皮冠状动脉介入(percutaneous coronary intervention,PCI)治疗急性心肌梗死(acute myocardial infarction,AMI)后局部室壁功能的变化情况。方法 AMI病人60例,其中PCI+药物组30例,单纯药物治疗组30例。采用PWDTI定量测定病人治疗一周时局部室壁运动速度,同时结合常规16节段超声心动图资料,在梗死后1个月及3个月进行随访。结果 60例总计出现异常室壁运动节段382个,两组间异常室壁节段,延迟PCI和保守在1周时收缩波峰速度(peak systolic velocity,Vs)、收缩波加速度(acceleration of S wave,ACCs)及舒张早期峰速度/舒张晚期峰速度(E/A)比较无统计学意义,PCI+药物组在治疗后1个月、3个月时Vs、收缩波时间速度积分(systolic velocity-time integral,VTIs)、ACCs明显高于单纯药物组。结论 PWDTI可评估AMI不同治疗时段对心脏局部室壁功能的影响,提示急性心肌梗死后经皮延迟冠脉介入治疗安全有效。

关键词：急性心肌梗死,延迟PCI,梗死面积,脉冲组织多普勒成像技术,心脏室壁功能

参考文献

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[6]White HD,Braunwald E.Applying the open artery theory:use of predictive survival markers[J].Eur Heart J,1998,19(8):1132-1139.

多普勒成像技术 第7篇

1 资料与方法

1.1 临床资料 选取我院2009年1月-2010年4月高血压患者58例作为高血压组,均符合WHO 1999年高血压诊断标准,排除糖尿病、肾功能不全、风湿性心脏病及冠心病等。其中男45例,女13例;年龄45~72(61.1±9.0)岁;病程6~26年。同时高血压组中二尖瓣口血流频谱表现为左室充盈“假性正常化”(E/A>1)9例。另选取正常对照组58例,男45例,女13例;年龄36~78岁。经病史、体格检查、心电图、超声心动图及冠状动脉造影检查无任何心脏病依据。2组在性别、年龄等方面比较差异无统计学意义(P>0.05),具有可比性。

1.2 方法 采用日立BUN-6500型彩色多普勒血流显示仪,探头频率2.0~4.0MHz。受检者取左侧卧位和平卧位,平静呼吸,常规检测心脏各项参考指标,转换为DTI速度模式。于心尖部四腔切面将取样容积置于二尖瓣前叶及后叶瓣环部,测定其运动频谱。取3个心动周期平均值进行统计学处理。DTI测量指标:二尖瓣环收缩期峰值速度(S)、舒张早期峰值速度(Ve)、舒张晚期峰值速度(Va),期峰值速度计算舒张早期与舒张晚期峰值速度之比(Ve /Va)。利用脉冲多普勒(PWD)技术测定二尖瓣口前向流速,舒张早期血流速度(E)、舒张晚期血流速度(A),计算舒张早期血流速度与舒张晚期血流速度之比(E/A)。

1.3 统计学方法 计量资料以$\overline{x}\pm s$表示,组间比较采用t检验,P<0.05为差异有统计学意义。

2 结 果

二尖瓣口前向流速频谱结果显示,高血压组E及E/A比值小于对照组,差异均有统计学意义(P<0.05);且A值大于对照组,但差异无统计学意义(P>0.05)。DTI测量的二尖瓣环运动频谱Ve及Ve /Va比值,高血压组均小于对照组,差异均有统计学意义(P<0.05);且与二尖瓣血流频谱E/A比值高度成正相关,对照组与高血压组r值分别为0.81和0.74。见表1。

3 讨 论

原发性高血压患者由于血压长期居高致使左心室后负荷持续增高,逐渐出现心肌肥厚及心肌间质纤维化,使心肌硬度

注:与对照组比较,*P<0.05

增加,从而导致心肌松弛性和顺应性下降,出现舒张功能减低[1]。高血压所致左心室肥厚是左心舒张功能减退最主要原因之一。目前研究显示高血压患者心内结构尚在正常范围就出现左心室舒张功能减低[2]。TDI以实时定量地测定心肌运动速度,通过对心肌组织运动频谱分析,为精确评价心室壁运动提供了一种无创性检测手段。Ve是二尖瓣环室壁位点舒张早期峰值速度,反映的是二尖瓣环舒张早期左心室心肌主动松弛、瓣环离心尖的峰值速度;Va是二尖瓣环室壁位点舒张晚期峰值速度,反映的是左心房收缩使瓣环朝向心底、更远离心尖产生的峰值速度;Vs是心室收缩期瓣环或室壁向心尖运动产生收缩峰值速度。梁萍[3]的研究表明,左心室舒张功能异常往往早于收缩功能异常。本文采用室间隔侧二尖瓣环部检测高血压患者DTI频谱的变化,结果显示高血压者该部位收缩期峰速S与正常结果相比差异无统计学意义(P>0.05),但舒张早期Ve显著低于正常,Ve/Va比值显著减低,表明高血压病患者左心室舒张功能的异常早于收缩功能异常,二尖瓣口前向血流频谱是目前检测左心室舒张功能最简便的方法。一般认为二尖瓣中前向血流频谱为E/A<1符合弛张型舒张功能障碍;频谱为E/A>1提示二尖瓣口前向血流频谱正常或存在“假性正常”,频谱为E/A>1或E/A>2符合限制舒张功能受损,但由于存在假正常化,掩盖了原发病所致的舒张功能异常。TDI舒张期二尖瓣环运动与左心室弹性回弹有关,是心肌力学的变化,不依赖于前后负荷,故不出现假性正常。本组9例二尖瓣血流频谱“假性正常”的高血压患者,其二尖瓣环运动频谱的Ve/Va均<1,证实为左心室舒张功能减退。但是多普勒血流速度仅能间接反映舒张功能,左心室的充盈模式不等于左心室舒张功能本身,这种差异在非左心室松弛因素(如容量状态、负荷状态、药物干预等)影响时尤为显著,有必要发展传统血流多普勒以外的超声评价指标。近年来学者采用组织多普勒观察二尖瓣环的运动模式来估测舒张功能[4,5],以弥补二尖瓣血流模式的缺陷。本研究结果表明,二尖瓣环运动与二尖瓣血流有相似的模式,无论是对照组还是高血压组Ve/Va与二尖瓣血流谱E/A之间存在高度相关,虽然Ve、Va与E、A相关性不佳。

综上所述,DTI检测二尖瓣环的运动频谱为舒张功能研究提供了更多的信息,且有相对不依赖负荷的优点,可定量、准确、无创性评价原发性高血压病左心室舒张功能。DTI技术及PWD技术二者结合,可以为评估左室舒张功能提供更客观的诊断依据。

摘要：目的 探讨多普勒组织成像和脉冲多普勒技术在评估原发性高血压病患者左心室舒张功能的应用价值。方法 选取高血压病患者58例作为应用多普勒组织成像(DTI)及脉冲多普勒(PWD)技术检测2组二尖瓣环舒张期运动速度(Ve、Va)及二尖瓣口血流频谱,并进行对比研究。结果 舒张早期血流速度(E)及E/A(舒张晚期血流速度)比值小于对照组,差异均有统计学意义(P<0.05)。舒张早期峰值速度(Ve)及Ve/Va(舒张晚期峰值速度)比较,高血压组均小于对照组,差异均有统计学意义(P<0.05);且与二尖瓣血流频谱E/A比值高度成正相关,对照组与高血压组r值分别为0.81和0.74。结论 高血压患者在发生左心室肥厚前已有心室舒张功能异常;DTI技术与PWD技术结合,可以为评估左室舒张功能提供更客观的诊断依据。

关键词：多普勒组织成像,高血压,二尖瓣环,心室功能

参考文献

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多普勒成像技术 第8篇

关键词：组织多普勒成像技术,原发性高血压,左室舒张功能

1 前言

TDI作为超声心动图技术,被广泛应用在临床领域,通过TDI技术观察高血压患者不同左心室构型中二尖瓣瓣环处的心肌运动并与脉冲多谱勒血流频谱进行对比来评估左心室的舒张功能,具有更高的准确性,现报道如下。

2 资料及方法

2.1 临床资料

将2010年4月到2012年12月,我院40例原发性高血压患者应用组织多普勒成像技术(TDI)(作为高血压组)进行分析,其中男25例、女15例,患者年龄范围35至82岁,平均年龄75岁。患者符合我国WHO(1999年)高血压诊断的标准,收缩压(SBP)≥140 mm Hg或者舒张压(DBP)≥90 mm Hg的规定,患者未伴有左心室壁增厚现象,即室间隔和左室的后壁厚度小于12mm,同时左心室的重量指数不大于125 g/m2。此外另选取40例正常对照组(男28例,女12例),患者年龄范围36至80岁;排除肾功能异常、糖尿病以及心肺疾病。两组在年龄、性别等方面无较大差异,P>0.05[1]。

2.2 方法

采用ALOKA-α7彩色多普勒超声诊断仪,探头频率1MHz到15 MHz,患者取平卧位或左侧卧位,与心电图进行连接;利用二维及TDI速度成像模式进行多切面观察,并在胸骨旁左室长轴切面及心尖四腔切面常规测量各参数,将频谱多普勒(PW)取样容积置于二尖瓣口左室侧获取二尖瓣血流频谱,测量E、A及E/A值,PW-TDI模式下将取样容积置于二尖瓣环获取瓣环运动频谱,并测量其Em、Am及Em/Am[2]。

2.3 统计学方法

用SPSS 19.0软件进行分析,计量资料用表示,两组间均数比较采用t检验,P<0.05为具有统计学意义。

3 结果

40例原发性高血压患者使用PW进行左心室舒张功能的测定,其中25例患者E/A>1,15例患者E/A<1,40例正常对照组E/A>1;而采用PW-TDI测定二尖瓣环运动速度进行左心室舒张功能评估,该组40高血压患者其Em小于Am,即Em/Am<1,正常对照组Em/Am>1。由表中数据可知高血压组患者的舒张早期血流速度降低和(或)舒张晚期血流速度增快,提示其左心室舒张功能降低。由此表明使用PW未能较好的体现出原发性高血压患者早期左心室舒张功能的变化,而使用PW-TDI技术进行左心室舒张功能测定效果较佳。

4 讨论

高血压是指体循环动脉压升高为主要表现的临床综合征,分为原发性高血压和继发性高血压,是心脑管疾病的重要危险因素,其中,原因不明的高血压称为原发性高血压,约占高血压患者总数95%以上。按WHO的标准,静息状态下收缩压≥140 mm Hg和(或)舒张压≥90 mm Hg,即可诊断为高血压。正常人的收缩压随年龄增加而升高,故高血压病的发病率也随着年龄的上升而升高。高血压患者的心脏病理改变主要是左心室肥厚和扩大,心肌细胞肥大和间质纤维化,早期对心脏功能的影响主要体现在舒张功能障碍上。

高血压患者早期即可出现左心室舒张功能的障碍或减退现象,随着舒张功能进一步下降,其左心室的充盈压逐渐升高,导致舒张期二尖瓣口中多普勒的血流频谱偏向正常,此时用脉冲多谱勒检测二尖瓣血流频谱时E大于A,即E/A>1,提示患者舒张功能正常范围(假性正常化),但采用PW-TDI测量二尖瓣环运动频谱时,则出现Em<Am,即Em/Am<1,提示该患者的左心室已经出现舒张功能的下降,而脉冲多谱勒检测未能较好地体现出来。本组共有25例二尖瓣血流频谱“假性正常”患者,但其二尖瓣环运动频谱示Em/Am<1,认为患者的左心室舒张功能已出现减退。15例脉冲多普勒二尖瓣血流频谱示E/A<1,满足患者左心室舒张功能受损表现。若PW频谱中E/A>1,表明二尖瓣口血流频谱正常或者是“假性正常化”,因此将原发病造成的舒张功能障碍掩盖了。而TDI所测舒张早期二尖瓣环运动速度Em与左心室弹性回缩和松驰功能直接相关,受心脏前、后负荷及心率的影响小,相对独立和稳定,因此没有出现假性正常化现象[3]。

既往对高血压患者的左心室舒张功能进行测定,主要是评价其二尖瓣血流频谱的变化。采用二尖瓣血流频谱的变化对患者左心室的舒张功能进行评估时,虽然相对简便且无创,但是该指标易于受到病患的心率、年龄、心肌收缩力及左室前、后负荷等因素的影响,未能全面地反映患者心肌顺应性和松弛情况,而采用TDI技术测定左室舒张功能,对原发性高血压患者能更早更准确的评估其左室舒张功能的变化。

TDI技术作为评价高血压患者心脏功能的有效方法,能够对患者心肌的运动速度进行测量,有效分析心肌组织运动的幅度及速度,有助于精确评价并检测患者的室壁运动情况。此外Em作为二尖瓣舒张早期的峰值速度体现,反映了左心室心肌的顺应性及松弛状况。患有原发性高血压者随着左心室肥厚的加重致使左心舒张功能进一步受到损害,最终导致患者出现舒张性心力衰竭,与收缩性的心力衰竭症状比较,临床上诊断较难,给确诊造成一定的影响[4]。

综上所述,采用PW-TDI对原发性高血压患者进行左心室舒张功能测定,有助于为临床的检查提供有效的、科学的诊断与检查依据;促进患者的治疗以及进行疗效的评价,因此值得在临床推广应用。

参考文献

[1]贾亚薇,张静萍,武莉.组织多普勒成像技术在原发性高血压左心室舒张功能测定中的应用.山西医药杂志(下半月刊),2009,38(09):794-795.

[2]陈慧倩,王卫真,叶雪存,等.组织多普勒超声心动图对左室舒张功能的诊断价值[J].实用临床医学,2010,11(8):84-85转87.

[3]李斐,陈国新.多普勒组织成像和脉冲多普勒技术在评价高血压病患者左心室舒张功能中的应用[J].临床合理用药杂志,2010,3(16):9-10.

多普勒成像技术 第9篇

超声成像及相关的检查技术在医学临床的应用已经相当广泛，以其具有的无电离辐射、适合软组织成像、实时动态成像等优点，常用于软组织、血管、心脏等的检查。超声成像的原理是利用超声反射回波方法，获得组织界面的位置信息，同时利用组织声阻抗的差异，获得组织界面的特点，从而实现组织的定位和显示。超声多普勒技术的基本方法是利用多普勒效应及运动器官的反射频率和发射频率存在的频移，检测出速度相关信息，有连续多普勒和脉冲多普勒等分类，常用于血流的测量与诊断[1]。

多普勒成像回波信号的生成：特定频率声波到达运动物体后，将产生反射或散射现象，返回的信号频率将会有一定变化，其中频率的改变值可以称为频移，如式(1)所示：

其中，fd为频移值，fi为发射信号频率，fr为返回信号频率，v为被测物速度，cf为超声声速，θ为多普勒角。

超声多普勒信号的显示方法包括声输出、声谱图和声像图等，是对血流信号预测的一个定量方法。声谱图即根据返回信号的频率分布情况探查出血流信号的速度分布情况，建立频移分布随时间变化的二维显示谱线，如图1所示;声像图，则是将血流运动速度以伪彩色的方法进行直观显示[2,3]。

不论采用连续还是脉冲多普勒形式，频移值大小与接收物体的运动情况，包括速度、变化规律等都有直接的影响。而实际上接收到的信号则往往是包含有血流散射回的多普勒信号、血管壁及附着组织运动反射或散射回的多普勒信号以及噪声等多种信号的混合，如图2所示。这三类信号的有效分离将有助于提高超声成像设备的显示效果[4]。

此外，实质上显示血流信号和血管壁信号本身已经成就了两种超声成像：一类是超声血流影像(DFI);一类是血管壁成像或称多普勒组织成像(DTI)。这些成像包括谐波成像等都需要研究超声返回的几类信号的分离和鉴别。

2 信号分离的意义

噪声是超声成像过程中的一种重要的干扰。同样血管壁信号也可以视作DFI的一种干扰。如果不能较好地分离血管信号，将会出现近血管壁处血流信号的丢失，并且血管流动信息信噪比会大大降低。

超声成像早期主要用于浅表组织的检查，多普勒成像拓宽了超声检测的深度和检测的范围，能良好地分离各类信号。有报道表明，微型超声可用于检测毛细血管的血流信号及对血管病变的定量判断，还可以用于辅助手术如介入器械的放置或手术的定位，这些都有赖于良好的超声血流成像。

但是，目前血流的测量仍然以经验为主，依据一些参数可以对血流特性作出描述。还没有建立完整的定量方法，彩超显示时容易出现图像混杂等情况。成像方法还有很大的提升空间，相关的设备成像质量也还有待提高。

3 各种信号的不同之处与分离难点

三类信号的分离，目前研究较多是正常血流情况下信号的分离。多普勒血流成像用于检测动脉硬化或其他类型的血管占位性病变时，信号检测分离的难度将大大增加。我们可以根据以下一些差异对三类信号进行区别[5,6]：

3.1 来源不同

超声血流信号的产生，是由于超声信号在血细胞上发生的散射受细胞运动速度的影响而体现出的多普勒效应。血流或细胞的运动即血流动力学。在正常的血管中，根据Womersly等的原理以及测量等可知：血流的超声信号应该呈现出抛物线分布的状态;血管发生占位性病变时，血液流动异常，将会产生湍流现象，出现血流的粘滞区域。

血管壁信号，由血管壁的超声波反射产生，管壁的运动较小，有分析指出其和心脏的运动具有相关性。

噪声信号来源广泛，可以是散射产生的噪声，也可以由处理系统产生，如电子噪声等。总体上来说，可以分为可加性噪声和可乘性噪声。可加性噪声直接可以通过阈值进行除去，可乘性噪声则需在频域内进行处理[7,8]。

3.2 强度不同

血流信号较小;噪声信号也比较小;血管壁相对来说是一个较大的超声散射体，它引起的超声多普勒回波信号功率通常比血流的信号要大得多。在一些简单的处理中，我们可以利用强度差异，由阈值法进行信号的分离，但其缺点是可能会损失一些小信号。

3.3 频率不同

管壁由于周围结缔组织的固定，只在平衡位置附近运动。波动速度较低，幅度较小，所以管壁的信号是低频信号。血流信号频率在正常情况下依照前文所述的流速分布，相对频移较大，但比较集中，当出现血管狭窄或硬化时，则会出现速度分布的变化，最终导致频谱的变宽、低速(对应低频移)信号的增加。噪声信号则依据其来源呈现出一定的频率，较复杂，从总体上来说，由于多普勒的高频性，噪声信号相对频率较低[9]。

3.4 分布特性不同

噪声信号服从于随机分布，与血流信号和血流速度有关，从严格意义上讲，在选取了多普勒角度后，它是速度在90°方向上的分离。因此在多普勒谱显示时，恰当的多普勒角度也会影响到显示的幅度和效果。血管壁信号的分布目前不完全清楚，主要是受到血管节律性收缩运动的影响[10]。

4 信号分离的基本方法

三类信号的分离，本质上属于一种盲信号处理的范畴。一般根据以上的分布特性一类一类地进行分离[11,12,13]。

4.1 基于信号强度和时间的分离

常用于可加性噪声信号的分离，在血流平稳(如塞流)时，通过阈值大小，可以简单地分离出血流信号，保留下较大的血管壁信号。对于连续多普勒成像，信号的接收区域往往是收发超声信号的重叠区域，所以不易进行时间上的分离;但是对于脉冲多普勒信号成像，可以利用时间方法进行血流和管壁信号的分离，即频率较低区域信号强度有较大变化，体现为管壁反射和静止血流上散射回的信号强度差，这样可以进行脉冲门的调节，较精确地界定血管与血流面，利于成像[14]。

4.2 基于信号频率的分离

如前所述，超声血流速度显示服从于真实血流速度分布。血管壁信号是一种受心率、心动影响的慢运动信号。一般是采用滤波器对两类信号进行分离，其中血管壁和噪声信号频移较低，而血流信号相对频移量大，这样我们就可以用一个高通滤波实现血流信号的提取。这是目前采用较多的方法，其中的壁滤波器也可称为移动目标滤波器，其缺点是在低频区域，将会出现部分血管壁信号的丢失，在临床上表现为近血管壁信号的不显示，即声谱图上部分区域的颜色丢失[15,16]。

4.3 时频分析方法之小波变换法

小波变换是一种时频分析方法。信号会在时域和频域中表现出来，时频窗大小是不变的，在某些区域，可以取较高频率分辨率，选择较低时间分辨率;而在另外一些区域则选取较低频率分辨率、较高时间分辨率。这样，就像显微镜一样可以观察特定的区域。小波变换的基本方法是：将某一被称为基本小波的函数作位移τ和尺度a的变换，与待分析信号x(t)作内积：

其中，τ为位移，a为尺度，ψ函数表征的是小波基或称为母小波，可以为多种正交函数。小波变换方法可以用来去噪，另外也可以用时间频率上的差异来分离血流信号。

在分析血流信号时候，信号比较集中的频率，我们要尽可能地分析详细些，这也符合对血流信号的分析重点。比如，尺度小的小波有较高的分辨率，可以用于心脏收缩期的管壁信号检测;尺度大的小波具有较高的频率分辨率，应用于心脏舒张时区分管壁的波动和慢速血流。因此运用小波分析可以在时间频率域上找到并滤除管壁的波动[17,18]。

4.4 变换子空间的分离方法

血流运动产生的超声信号是一类由血流运动、血管形状造成的信号;血管壁信号是一种受心率、心动影响的慢运动信号;而噪声信号来源比较广泛，有超声声场不均匀性、组织中杂质，甚至后面处理时的电路噪声等。

我们可以先将超声多普勒回波信号，按照其不同来源，利用PCA、ICA方法进行分离。此类分析方法是将信号映射到一个高维空间，由于其各组成部分来源是不同的，因此能体现出各自在某些子空间里的聚类特性，然后对多维信号降维，仅保留信号所在维空间信息，这样就可以区别开来。

对信号进行分析，可知在一个很短的时间内，管壁的搏动信号是比较缓慢甚至是恒定的，其来源应该是基于身体的呼吸运动、心脏的起搏、血管的收缩等行为。相比而言，血流的信号幅值要小，主要和血管的形状、血流的运动有关系。可以认为管壁的运动起源于一个简单、维数更低的动态系统，因此可以用主成分分析方法(PCA)方法来实现维数的降低。

PCA降维的一般过程是将信号特征抽取出来建立矩阵R，然后对相关的矩阵进行奇异值分解：

其中，Λ是diag(λ1，λ2，，λd)，即矩阵的特征值;E=(e1,e2，，ed)，是与这些特征值对应的特征向量。

相对而言，ICA方法考虑了较深层次的成分，也可用于超声返回信号的分离[19,20]。

5 总结与展望

本文根据三类信号的分布与特点介绍了超声信号分离的一般方法。除此之外，近年来还出现了经验模态分离方法(EMD)等，可视作本文所述方法的组合或演变。

超声血流信号分离研究的难点还在于，前处理所需要的数据和信号很难获得，目前主要是利用仿真方法模拟返回信号来研究分离效果，其最大缺陷是真实性差，且难以满足实际复杂情况。采用特殊设备采集信号并处理，又很难构建体内各类情况，并难以进行准确验证[21,22]。

应该指出的是超声的散射机制。由于超声的散射是在血细胞的基础上发生的，因此可能会存在一种情况，即血流作用于血细胞，再作用于超声，这使得问题继续复杂化。此外，器官的反射散射机制对信号的影响也还需进行更深入的研究。

超声信号的良好分离排除血管壁及其他噪声的干扰，可以得到更加准确的血流信号，其应用还体现在：(1)适合于低速血流的研究。邻近血管壁部分信号不会丢失，即信号分离越好，越能够将血管壁与血流良好区分出来。(2)适合于更加细致描绘出血管流场分布。血流异常的情况下，如发生血管增生、占位性病变等时，血流速度很低，如果不能很好分离出血流信号，血流的测量会表现出色块的混淆，速度不可分辨。(3)适合于消除干扰噪声对成像的影响。如前文所述，噪声往往体现出一种特异性频谱的引入，在后续处理中，这些干扰会进一步恶化成像，而进行了良好的分离后，使得信号的处理更加准确，成像或定量分析效果随之改善[23]。

超声成像信号的分离随着多普勒技术的不断发展而持续进步，使得彩超或者频谱分析可以满足更多的部位器官检查需求，提供更多的信息。这些数学物理方法也逐步得到了实验以及临床的肯定和验证，将逐步应用于更多新仪器的生产设计以及临床[24]。

摘要：超声多普勒成像被广泛应用于血流速度测量及人体循环系统的诊断分析。为了从超声回波信号中提取有价值的血流多普勒信号,分析了血流反射信号、血管壁散射信号和其他一些噪声信号的各种性质及分布特点,应用基于时频、子空间分离等信号分离方法,解决了超声成像中广泛存在的非有用信号的去除问题,较之简单的壁滤波处理,更具优越性,从而有利于后续信号处理及最终成像结果。