彩色多普勒超聲幀差偽像的成因與特征探討

楊兵社，湯巧，羅婷，張開元

1. 陜西中醫藥大學第二附屬醫院 超聲科，陜西 咸陽 712000；2. 陜西中醫藥大學 醫學技術學院，陜西 咸陽 712046；3. 西安醫學院第一附屬醫院 超聲科，陜西 西安 710077

引言

人體血流動力學的檢測，在很長一段時間里，依賴于造影和漂浮導管技術。1989 年彩色多普勒血流顯像（Color Doppler Flow Imaging，CDFI）技術的臨床應用，開啟了超聲動態、實時、無創監測血流動力學狀態的新時代。此后，彩色能量多普勒（Color Doppler Energy，CDE）、彩色組織多普勒、超微血流顯現技術（Superb Microvascular lmaging，SMI）等相繼問世。為人體血流動力學檢測和器官血流灌注評價提供了工具。在業內，彩色多普勒超聲一般是指CDFI，即狹義的彩色多普勒，本文所稱彩色多普勒，既包括CDFI，也包括CDE、SMI 等基于多普勒原理開發的超聲技術，即在廣義上使用這一概念。

超聲偽像是指超聲斷層圖像與其相應解剖斷面圖像之間的差異，表現為聲像圖中回聲信息的增添、減少或失真[1]。由于醫學超聲診斷儀，在設計上普遍基于以下模型。即：聲波在人體內直線傳播，不同組織，聲速相同。對聲能的衰減相同等所謂的三大假設[2]。而實際情況并非如此。人體是一個聲學特性非常復雜的系統，人體聲學特征與儀器設計所采用的假設之間存在差異，這是超聲偽像產生的系統性原因。偽像可形成于信息采集、信息加工、圖像處理的各個環節。另外，檢查者操作不當，也是形成偽像的重要原因[3]。超聲偽像表現形式多樣，現有的超聲技術，無論二維、頻譜多普勒、彩色多普勒、超聲造影、三維超聲都會出現偽像[4]，已經報道的偽像形式不下百余種，僅三維超聲就有閾值、運動、幀失落等7 大類[5]。但截至目前，對于因顯示幀頻不同而導致的2D 圖像與彩色多普勒圖像在時相上的錯位所形成的偽像，卻鮮有報道。本文暫且將其命名為“幀差偽像”，在此，其成因與特征進行分析探討。

1 超聲儀器物理通道與振元數匹配方式

現代超聲診斷儀由發射接收、回波處理、成像顯示系統控制4 個單元組成。發射接收單元中的物理通道數對圖像質量起制約作用。早期的儀器，通道數等于振元數，1 個振元匹配1 個通道。新近開發的儀器，振元數往往多于通道數[6]。如GE 公司Voluson E8 機型，振元數256，通道數128，為2:1 的關系。如此設計是基于如下思想：除連續多普勒外，診斷用超聲均以短脈沖方式發射，寬度1～10 μs，周期100～500 μs，用于2D 成像的脈沖重復頻率（Pulse Repetition Frequency，PRF）在2000～4000 Hz 之間，用于彩色多普勒成像的PRF 在4000～12000 Hz 之間[2]。脈沖寬度相對于脈沖周期，占時十分短暫。

也就是說，探頭發射短脈沖后較長時間里處于“休息”狀態，通道也是“空閑的”。這樣，就可以采用錯時發射的方式，使幾個振元共用一個通道。具體實現方法是在探頭和通道之間設置一個高壓開關，通過控制發射次序實現不同振元對同一通道的共享[6]。通道數與脈沖數的關系，猶如高速公路的車道數與行駛于其上的車輛數的關系。作為這種設計思想的延伸，近年又產生了在數字化基礎上，將探頭振元排列成電子矩陣。高比例匹配，最大限度利用硬件資源的設計。如GE 公司Voluson E10 配備的eM6c 探頭，用256 通道，實現了8192 振元的發射與接收。

2 人體組織器官運動形式及其多普勒信號特征

只要在超聲傳播路徑上有運動目標，回波信號譜中就會有多普勒頻移信號。差別只在于對回波信號中不同頻譜成分的處理方式。人體內存在多種運動形式，既有機械位移，也有周期振蕩。這些運動，在超聲場中，都會產生多普勒頻移信號。為了下文敘述方便，筆者根據運動速度，將人體器官分為靜止器官、慢運動器官、快運動器官3 類。靜止器官指在平靜呼吸狀態下，幾乎沒有機械運動的器官，如顱骨、椎骨、靜息狀態的四肢肌肉；緩慢運動器官指在平靜呼吸過程中，有緩慢機械位移的器官，如膈肌、隨呼吸而上下移動的肝臟、肺臟，進食后的胃腸壁等；快速運動器官，如心室壁、心臟瓣膜；由于血液是密度1.05～1.06 g/cm3、不可壓縮的非牛頓流體[7]，在密閉管道中連續流動，可作為快速運動器官來看待。

人體器官的運動，有速度、幅度參量，根據運動幅度，可分為大幅運動器官、小幅度運動器官、微幅運動器官。正常成年人在呼吸周期內膈肌運動幅度在6～8 cm，為大幅運動器官；心室壁及大血管根部，在心動周期內運動幅度約0.8～1.5 cm，為小幅運動器官；外周血管壁運動幅度在0.2～0.5 cm 之間[8]，為微幅度運動器官；器官運動的頻率、振幅，見圖1。

圖1 人體器官運動頻率、振幅關系示意圖

人體器官運動，在超聲場中都會產生多普勒信號，不同運動所形成的多普勒信號，強弱與頻移不同。信號強弱與運動幅度的平方成正比，頻移大小與運動速度、聲束與速度方向夾角余弦呈正比。膈肌呼吸運動所產生的多普勒信號強度大而頻移小，動脈內血液流動所產生的多普勒信號強度小而頻移大。超聲儀器目前只有對頻移信號進行提取分析[9]，即系統內部自動將多普勒頻移轉化為靶目標的運動速度，而強度信號尚未見有量化的評價參數。在顯示器上，不同運動速度目標的正確顯示，有賴于不同的幀頻。

3 彩色多普勒幀差偽像的成因探討

彩色多普勒成像技術是在脈沖多普勒（Pulsed Wave Doppler，PW）基礎上發展起來的，PW 只有一條取樣線，一個取樣容積，而彩色多普勒是在取樣框內設置N 條發射聲束，每條聲束方向上設置M 個取樣容積，因此需要計算的數據量是PW 的數十倍，2D 的數千倍。而儀器CPU、總線等硬件資源是有限的。因此彩色多普勒的設計原則是，優先滿足探查深度、彩色取樣容積數據計算，其次才是幀頻。即依賴減少幀頻來平衡掃查深度和彩色容積數據分析之間對硬件資源分配需求的矛盾[2]。由于器官運動的存在，彩色多普勒信號與2D 圖像要真正“實時”顯示，必須是2D圖像與彩色多普勒圖像的幀同步，即幀頻和時相均相同。

所謂幀頻，是指每秒鐘顯示器上顯示的圖像幀數。超聲醫生在顯示器上所看到的圖像，并不是原始射頻回波信號的直接顯示，而是經信號處理器、圖像處理器的多次轉換，形成顯示器所接受的矩形或扇形圖像格式并存儲于內存內，再按照出廠時的設定，或醫生在檢查時設定的幀數，逐幀調用。在儀器內部，2D 圖像處理器與彩色多普勒的圖像處理器是兩個互相獨立的硬件單元，互相獨立進行2D 圖像和彩色多普勒圖像的轉換與存儲。但是，呈現于顯示屏上的彩色聲像圖，在視覺上卻似乎是人體解剖結構和血流的“實時”顯示。這是因采用了類似于Office 辦公軟件的“圖層”概念，將彩色多普勒信號疊加于2D 圖像之上。如GE 公司Voluson 730、Voluson E8，三星公司WS80 等。

超聲儀器時間分辨力的高低，取決于顯示幀頻。影響幀頻的因素有PRF、單幀圖像掃描線密度與數量、探查深度等。由于彩色多普勒成像所需要的數據運算量遠遠大于2D 成像的數據，因此大多數儀器，彩色多普勒幀頻遠遠低于2D 幀頻。即彩色的時間分辨率遠遠低于2D 的時間分辨率。如三星公司WS80 機型，2D 模式下默認扇形掃查角度65°，深度設置為15 cm，幀頻為25 Hz。對于像成人肝臟這類“靜止性”器官，幀頻25 Hz 時，圖像就很連續。而對于胎兒心臟，它以120～160 次/min 的頻率搏動，25 Hz 幀頻，畫面就會卡頓。要提高畫面的流暢度，達到“實時”效果，就需要提高幀頻。

提高幀頻的一般方法是減少掃查面積，即縮小掃查角度，減少掃查深度以及使用局部放大功能。仍以三星公司WS80機型為例，胎心模式下默認扇掃角度38°，深度10 cm，此時2D幀頻為75 Hz。當啟動彩色多普勒后，即便是圖像局部放大，最大限度減少了掃查面積，彩色幀頻也只有18 Hz。這也許就是目前儀器硬件所能達到的最大運算能力吧。換句話說，在目前的設計理念和工藝水平下，超聲儀器的彩色多普勒幀頻要遠少于2D 幀頻，尤其在檢查高速運動器官的時候。二者難以實現幀同步，即幀數與時相的同步，這是幀差偽像產生的內在原因。

4 彩色多普勒幀差偽像的特征

既然幀差偽像是源于兩種超聲技術的幀頻差別不同而帶來的解剖結構與相應血流信息的非同步性，因此是一種系統性偽像，具有系統性偽像的必然性。即它并非偶然現象，而是要經常發生。以往文獻所描述的超聲偽像，不論是2D圖像中的混響[10]、側邊回聲失落、還是彩色多普勒的快閃、混疊，或者近年來發現的超聲造影、介入超聲[11-12]的偽像，都是超聲在發射、傳播、回波接收、圖像處理不同環節的單一因素所致，或者由于醫生操作不當引起，相對容易識別。頻差偽像卻不同，它是由兩種技術在后期的圖像復合過程中形成的，因而具有一定的隱蔽性，特別是當檢查者對儀器圖像合成原理不熟悉的情況下，往往難以及時識別。近年來，超聲科室已經成為各級醫院最忙碌的科室，超聲醫生更多的時間與注意力集中在對患者的診治上，沒有太多時間和精力關注儀器工作原理；而工程技術人員，由于缺乏臨床超聲的知識和能力，不容易發現幀差偽像；另外，各廠家的臨床應用醫生無意談論幀差偽像問題，以致眾多原因共同造成關于幀差偽像的報道較少，關注度較低。

幀差偽像有兩類表現，時空錯位和彩色缺失。所謂“時空錯位”是指血流信號被疊加于其周圍非血管的運動目標上，導致血流與運動目標的錯位。對于肝臟等“靜止”器官，幀頻差異不會導致2D 圖像所顯示的解剖結構和彩色血流信號重疊時的明顯錯位，而對于胎兒心臟等高速運動的器官和組織，2D 與彩色幀頻的差異，卻可導致重疊于解剖結構2D 圖像之上的血流信號，并非是同一心動周期內同一時相下同一結構的血流，即2D 切面圖像所反映的解剖結構與彩色信號并不時刻一致，存在時相差。2D 與彩色多普勒幀頻關系，見圖2。

圖2 2D與彩色多普勒幀頻關系示意圖

這種時相上的差別，表現隱蔽，加上視覺暫留效應的存在，不容易被檢查者察覺。例如在進行胎兒心臟縱四腔檢查時，即使2D 與彩色多普勒雙幅同步顯示，也可能將左室流出道的血流信號，疊加于二尖瓣周圍造成反流假象，見圖3。由于胎兒心臟每博所占時值約400 ms。也可能在探查胎兒氣管時，將本是上腔靜脈的血流疊加于其旁邊的氣管腔，而導致對管道系統的誤判。所謂“彩色缺失”是本來有血流流動的血管內，未見血流信號。例如在進行胎兒心臟檢查時產生肺動脈內血流缺失的錯覺，見圖4。

圖3 胎兒四腔心切面（雙幅實時顯示）

圖4 胎兒大血管根部短軸切面（雙幅實時顯示）

5 幀差偽像的識別與消除

幀差偽像是一種特殊的系統性偽像，它可能干擾、誤導醫生診斷，應及時識別并設法消除。對臨床超聲醫生而言，及時識別幀差偽像，防止其干擾診斷，具有現實意義。

作為超聲醫生，要理解幀差偽像的成因，了解顯示器上所看到的2D 和彩色多普勒“實時”圖像的疊加顯示原理，認識到兩種成像方式幀頻明顯不同，幀差偽像的出現有必然性，建立起自覺識別幀差偽像的思維自覺。

國內超聲醫生的養成模式，大多是先從腹部做起，而后逐步學習心臟、血管、介入超聲等[13]。由于腹部器官大多屬于“靜止性”器官，大多數醫生習慣上不太關注幀頻變化。為了及時識別幀差偽像，就需要養成檢查開始前有意識關注2D 圖像幀頻的習慣。幀頻值顯示于儀器參數顯示區內，一般是位于顯示屏的頂部或左右側。啟動彩色多普勒以后，更要留意彩色幀頻數以及由此而引起的2D 幀頻的減少。

理解檢查靶器官，尤其是快速運動器官的運動屬性和其產生的多普勒信號頻移、強度特征。例如，妊娠晚期胎兒主動脈瓣口血流速度多在60 cm/s 左右，三尖瓣口血流50 cm/s左右，一般認為病理性三尖瓣反流速度多大于80 cm/s，也有學者認為大于200 cm/s 才有意義[14]，因此在可以清晰顯示靶目標的前提下，要盡量使用局部放大功能，減小探查深度和彩色取樣框大小。由于脈沖重復頻率是可調節的，它在儀器面板上顯示為彩色標尺的速度范圍。增加彩色量程，即增加PRF，增加單位時間內取樣容積數量，增加系統數據運算量，它以犧牲幀頻來實現。恰當設置PRF，以提高彩色幀頻。

當懷疑胎兒有三尖瓣反流時，盡量在心尖四腔切面或心底四腔切面觀察，并對所取圖像逐幀回放，確保不將心尖五腔切面上的左室流出道的彩色血流信號重疊于2D 的四腔心切面，避免出現2D 圖像和彩色圖像的錯位。

當然，要想徹底消除幀頻偽像，根本方法是提升彩色多普勒單元的處理速度。但由于用于彩色多普勒成像的發射脈沖是用于2D 成像的脈沖寬度的3～4 倍，換能器需要在彩色多普勒發射和2D 發射之間進行快速切換，因此單純依靠增加硬件來提升彩色幀頻的空間時有限的。設法優化彩色多普勒數據算法[15-17]，減少數據處理量，并在2D 和彩色處理器之間增加一個幀同步裝置，統一進行顯示輸出，也許是實現2D 圖像與彩色多普勒圖像完全同步的一種思路，這有待于在研發實踐中解決。