奥托超声心动图学

第1章超声心动图图像获取和多普勒分析基础理论 了解超声成像和多普勒超声心动图的基本原理对采集超声数据和正确理解超声信息是非常必要的。虽然目前的超声仪器能够即刻显示清晰与细致的实时图像，就好像我们真的直接“看到了”心脏和血流，但是实际上，我们看到的图像和血流信号是超声波通过患者身体反射和背向散射回来的信息再经复杂的分析处理得到的。了解这种技术的优势及其局限性对于临床上做出正确诊断和治疗非常关键。一方面，超声心动图可协助临床上对各种情况做出决策，并有较高的精确性；另一方面，如果超声伪像被误诊为解剖学上的异常，患者就有可能接受一个不必要的、昂贵的和有潜在风险的诊断性试验或治疗性干预。 本章将简要地概述心脏超声成像和血流分析的基本原理。读者如果想了解更多的内容信息，可参阅章末所附“推荐阅读”。随着操作经验的增加，有关图像的处理细节、伪像的形成及多普勒的物理知识显得越发重要，读者在阅读其他章节时可以选择性返回本章，也可以在超声检查实践操作之后来翻阅相关基本理论。 一、超声波 声波是一种机械振动，其穿过任何物理介质均可引起相应的折射和压缩（图1.1）。和其他波一样，声波可用下列术语进行描述（表1.1）。 ■频率：次/秒或赫兹（Hz） ■传播速度 ■波长：毫米（mm） ■振幅：分贝（dB） 频率（f）是超声波在1秒间期的振动次数，其测量单位是赫兹，简称为每秒的圈数。1000次/秒的频率是1千赫兹（kHz），100万次/秒的频率是1兆赫兹（MHz）。人耳可以分辨的声波频率范围为20Hz到20kHz；频率在20kHz以上的声波称为超声波。医疗诊断使用的探头频率为1～20MHz。 声波穿越体内的速度称为传播速度（c），因其传播的介质而异。例如，在骨骼中的传播速度较快（约3000m/s），而在肺组织中较慢（约700m/s）。而在人体软组织中的传播速度，包括心肌、瓣膜、血管及血液等中的速度，基本是一致的，约1540m/s。 图1.1超声波原理图 心中有数（ECHO MATH）：波长 波长（λ）是指超声波峰与波峰之间的距离。波长可以通过传播速度（c，单位m/s）除以频率（f，单位Hz）获得。 λ＝c/f（1.1） 因为声波在心脏中的传播速度是个常数，约为1540m/s，若探头频率用MHz来计算，米（m）除以1000转换为毫米（mm），因此，任何探头的波长可以根据探头的频率来计算（图1.2）。 λ（mm）＝1.54/f 例如，频率为5MHz的探头发射的波长计算为 λ＝1540m/s÷5 000 000次/秒＝0.000 308m＝0.308mm 波长在诊断应用方面非常重要，主要原因有二： ■图像分辨率不超过1～2个波长（通常约为1mm）。 ■超声波穿透人体的深度与波长直接相关；波长越短，穿透深度越小，波长越长，穿透深度越大。 显而易见，在图像分辨率和深度穿透力之间需要一个平衡，即波长越短或频率越高，则图像分辨率越好；波长越长或频率越低，则深度穿透力越大。 超声波的声压或振幅反映超声信号的能量。功率是单位时间内能量的大小。声强（I）是单位面积上功率的大小。 声强（I）＝功率2（1.2） 这个关系式表明，如果功率增加1倍，则声强增加4倍。超声的振幅采用一个相对参考值——分贝值，替代了能量压强的直接测量。分贝（dB）是一个标准的衡量声音响度的参数。 心中有数（ECHO MATH）：分贝 分贝是由测量到的振幅（A2）与参考振幅（A1）之比，再经对数换算得来。 dB＝20log（A2/A1）（1.3） 如果比值是1000∶1，则 20×log 1000＝20×3＝60dB 如果比值是100∶1，则 20×log 100＝20×2＝40dB 如果比值是2∶1，则 20×log 2＝20×0.3＝6dB 简单的规律：6dB对应振幅2倍改变，40dB对应振幅100倍改变（图1.3）。 如果用声强代替振幅，在方程中用常数10代替20，则3dB的改变代表双倍振幅，20dB代表100倍振幅。分贝是用来作为超声发射、接收或衰减效应的参考。分贝值的优点是可以把一个很大范围的数值压缩为一个较小的数值，这样低振幅（弱信号）和高振幅（强信号）都能同时表示出来。在超声心动图成像应用中，声波振幅的范围一般在1～120dB。虽然超声波的其他振幅刻度也可以表达，但是分贝值是用来表示超声心动图图像和多普勒频谱的标准制式。 表1.1超声波 图1.2在软组织中，探头频率（水平轴）与波长及超声波组织穿透深度的关系。波长与分辨率呈负相关，随探头频率增加，分辨率增加，而穿透力下降。图中分别显示探头频率在1MHz、2.5MHz、3.5MHz、5MHz和7.5MHz 时对应的波长 图1.3分贝值的图表。分贝值（横轴）与振幅比例（纵轴）呈对数关系，注意：信号振幅的加倍或者减半对应着6dB的改变，振幅100倍的变化对应40dB的改变 二、超声波与组织的相互作用 超声波在人体组织内传播产生超声图像和多普勒数据依赖于组织特性，即声阻抗（表1.2）。声阻抗（Z）依赖于组织密度（ρ）和声波在组织中传播速度（c）： Z＝ρc（1.4） 对于诊断用超声波，声波在不同组织中的传播速度有差异，但是声阻抗主要由组织密度决定。与很高密度的骨组织相比，肺组织的密度则很低。软组织如血液和心肌在声阻抗方面有着较小的差距。声阻抗决定声波在组织中的传播，声阻抗的差异将会影响超声波在组织界面的反射。 表1.2超声与组织的相互作用 超声波在人体组织和器官中的相互作用可用下列术语描述（图1.4）： ■反射 ■散射 ■折射 ■衰减 图1.4超声与组织相互作用的示意图。多普勒分析基于运动红细胞的全方向散射，造成探头接收超声波频率的变化。二维图像基于组织界面（镜面反射体）的超声波反射。衰减限制了声束的穿透深度。折射改变了声波的传播方向，产生了超声伪像 （一）反射 超声波成像的基本原理是穿过组织的超声信号的反射。超声反射发生于组织边缘和不同组织界面，反射的多少与以下因素有关： ■界面两侧组织的声阻抗差异 ■反射的角度 光滑的组织边界的侧向直径大于超声波长，就像是镜面，也称镜面反射体。对于某个特定界面，超声波反射的数量是固定的，但探头接收到反射回声的多少却因角度而不同，因为入射角和反射角是相等的（就像光线从镜子反射回来那样）。因此，超声反射的*佳角度是垂直角度（90°）。记住这个事实对得到诊断性的超声图像是至关重要的。此外，也要考虑到二维超声（2D）或三维超声（3D）成像时发生的超声信号“回声失落”效应，在超声束和组织界面平行时，探头所接收到的反射回来的超声信号很少或没有。 （二）散射 超声束照射在较小的结构时，如红细胞悬液，由于红细胞的直径（约4μm）小于超声波信号的波长，将发生超声的散射而不是反射。与反射的超声束不同，散射的超声能量是在各个方向上散发。仅仅很小一部分散射信号被超声探头接收，且散射信号振幅为100～1000倍（即40～60dB），比镜面反射体反射回来的信号振幅要小。超声波遇到流动的红细胞而产生的散射是多普勒超声心动图的成像基础。 散射的程度依赖以下因素： ■粒子体积（红细胞）■粒子数量（血细胞比容）■超声探头频率■红细胞和血浆的浓缩能力 虽然实验研究表明血细胞比容的变化会引起背向散射的差异，但是临床范围内的改变对于多普勒信号的影响微乎其微。同样，红细胞的体积、红细胞和血浆的浓缩能力也不会引起明显的改变。因此，散射主要是由探头频率决定的。 当来自组织交界面背向散射的信号干扰小于声波波长时，散射现象也可发生于组织内，如心肌。组织的散射产生了斑点模式，通过追踪帧与帧之间斑点的变化可以测量组织的运动，这些内容将在第4章讨论。 （三）折射 当超声波通过不同声阻抗的介质时可发生折射——由直行方向发生偏转。超声束的折射与光波穿过曲面镜（如眼镜镜片）的折射类似。利用折射效应，我们可以使用声学“透镜”使超声束聚焦而增强成像图像的质量。但是，折射在图像形成过程中也可能以非计划的方式发生，从而造成超声伪像，*常见的是“双影”伪像。 （四）衰减 衰减是指超声波与组织相互作用时信号强度的丢失。超声穿透人体组织后，信号强度将随着超声能量被组织吸收转化成热能、反射及散射而逐渐发生衰减。衰减的程度与以下因素相关，包括： ■组织的衰减系数 ■探头频率 ■距离探头的深度 ■声强（或功率） 各组织的衰减系数（α）与超声波强度从一个点（I1）到第二个点（I2）的减少（以dB计算）再除以距离（l）相关，使用公式表示为 I2＝ I1e-2αl（1.5） 与软组织相比，空气的衰减系数很高（约1000倍），因此在探头和心脏之间出现任何一点空气都将导致明显的信号衰减。在经胸超声检查时，使用水溶性超声耦合剂，使探头和皮肤紧密接触（无空气接触），可以避免这种情况的发生。在经食管检查时，通过使探头密切贴合食管壁也可避免这种情况。对于肺气体充盈的患者，可通过调整患者的体位避开含气肺组织，通过选择合适的声窗使得超声束进入心脏内而不受肺组织干扰。其他的胸腔内气体（如纵隔气胸、心脏外科术后残留气体）引起的衰减导致超声在组织中穿透力较差，图像质量明显下降。 探头输出功率与衰减的程度直接相关。但是，探头功率的增加将引起热效应和机械生物学效应，这部分的讨论见本章“生物学效应与安全”部分。 总的衰减也依赖于频率，低频探头比高频探头穿透力更好。要满足成像需求，探头的穿透深度一般限制在200个波长范围内。粗略估算一下，1MHz探头穿透深度约达30cm，5MHz探头穿透深度约达6cm，20MHz探头穿透深度约1.5cm，虽然*先进的诊断仪器可以超越这些推断的限制深度而获得诊断图像，但是，正如分辨率那样，衰减影响特定临床情况下特定探头频率的选择。例如，对于体型较壮的成年人，在心尖切面显示清楚远场的结构需要使用较低频率的探头。而经食管超声心动图（TEE）检查对于同样结构则可使用较高频率的探头，以获得较好的图像分辨率。在显示图像时，可以通过调整各深度不同增益设置以将衰减减到*小，仪器上通常称之为时间增益补偿（或深度增益）。 三、探头 （一）压电晶体 超声探头使用压电晶体，不仅能产生超声波，而且可以接收超声波（图1.5）。压电晶体使用的材料（如石英或钛酸酯陶瓷），其属性是接通电流时，在垂直于晶体表面产生带电极的微粒，继而使晶体发生膨胀。当交替改变电流时，晶体将相应地交替产生压缩和膨胀，这样就产生了超声波。探头发射的频率依赖于压电晶体的特性和厚度。 相反，当超声波碰击压电晶体时将产生电流，因此晶体承担发射和接收的双重功能。其基本原理是，超声探头发射短阵超声波，然后转换到接收模式，等待来自心腔声界面反射回来的超声信号。如此在时间和空间上循环往复就形成了超声图像。图像的形成是基于发射和反射回来的信号之间的时间延迟。较深的结构比较浅的结构发射和接收信号所花的时间更长，因此，可依据声波在组织中的传播速度，以及发射超声波群和反射回来的信号之间的时间间隔来精确计算所到达的深度。 图1.5超声探头构造示意图。伴随设备电信号的输入-输出转换，压电晶体产生和接收超声信号。阻尼材料可通过短脉冲长度（提高分辨率）。压电晶体、声学透镜或电子聚焦（使用相控阵探