Допплерэхокардиография

Допплерэхокардиография
Митральный клапан
MeSH	D015150
Код ОПС-301	3-052
[ редактировать в Викиданных ]

Допплеровская эхокардиография - это процедура, при которой используется допплерография для исследования сердца . ^[1] Эхокардиограмма использует высокочастотные звуковые волны , чтобы создать изображение сердца в то время как использование технологии Доплера позволяет определять скорость и направление кровотока путем использования эффекта Доплера .

Эхокардиограмма может, в определенных пределах, дать точную оценку направления кровотока и скорости крови и сердечной ткани в любой произвольной точке с использованием эффекта Доплера. Одним из ограничений является то, что ультразвуковой луч должен быть как можно более параллелен кровотоку. Измерения скорости позволяют оценить площадь и функцию сердечных клапанов , любые аномальные коммуникации между левой и правой стороной сердца, любую утечку крови через клапаны ( клапанную регургитацию ), вычислить сердечный выброс и вычислить соотношение E / A ^{[2 ]} (показатель диастолической дисфункции). Контрастные среды с газонаполненными микропузырьками для ультразвука с усиленным контрастом можно использовать для улучшения скорости или других медицинских измерений, связанных с потоком.

Преимущество допплеровской эхокардиографии заключается в том, что ее можно использовать для измерения кровотока в сердце без инвазивных процедур, таких как катетеризация сердца .

Кроме того, с немного разными настройками фильтра / усиления, этот метод может измерять скорость ткани с помощью тканевой допплеровской эхокардиографии . Комбинация скорости потока и скорости ткани может использоваться для оценки давления наполнения левого желудочка , но только при определенных условиях. ^[3]

Хотя «Допплер» стал синонимом «измерения скорости» в медицинской визуализации, во многих случаях измеряется не частотный сдвиг (доплеровский сдвиг) принимаемого сигнала, а фазовый сдвиг (когда поступает принятый сигнал). Однако результат расчета в конечном итоге будет идентичным.

Эта процедура часто используется для исследования детского сердца на предмет сердечных заболеваний, поскольку нет требований к возрасту или размеру.

Двумерная доплеровская визуализация [ править ]

В отличие от одномерной доплеровской визуализации, которая может обеспечить только одномерную скорость и зависит от угла луча и потока, ^[4] двухмерная оценка скорости с использованием доплеровского ультразвука способна генерировать векторы скорости с осевыми и поперечными компонентами скорости. 2D скорость полезна, даже если существуют сложные условия кровотока, такие как стеноз и бифуркация. Существует два основных метода 2D-оценки скорости с использованием ультразвука: отслеживание спеклов и векторный доплеровский метод пересечения луча, которые основаны на измерении сдвигов во времени и фазе соответственно. ^[5]

Векторный доплер [ править ]

Векторный допплер - это естественное расширение традиционной одномерной доплеровской визуализации, основанной на фазовом сдвиге. Фазовый сдвиг определяется путем автокорреляции между эхо-сигналами от двух последовательных срабатываний. ^[6] Основная идея векторного доплера состоит в том, чтобы разделить датчик на три апертуры: одну в центре как апертуру передачи и две с каждой стороны как апертуры приема. Фазовые сдвиги, измеренные от левого и правого отверстий, объединяются для получения осевой и поперечной составляющих скорости. Положения и относительные углы между отверстиями необходимо настроить в соответствии с глубиной сосуда и боковым положением интересующей области. ^[5]

Отслеживание пятен [ править ]

Отслеживание спеклов, которое является хорошо зарекомендовавшим себя методом сжатия видео и других приложений, можно использовать для оценки кровотока в ультразвуковых системах. Основная идея отслеживания спеклов состоит в том, чтобы найти наилучшее совпадение определенного спекла из одного кадра в пределах области поиска в последующих кадрах. ^[5] Декорреляция между кадрами - один из основных факторов, ухудшающих его производительность. Декорреляция в основном вызвана разной скоростью пикселей внутри спекла, поскольку они не перемещаются как блок. Это менее важно при измерении потока в центре, где скорость изменения скорости самая низкая. Поток в центре обычно имеет наибольшую величину скорости, называемую «пиковой скоростью». Это самая необходимая информация в некоторых случаях, например, при диагностике стеноза. ^[7]В основном существует три метода поиска наилучшего соответствия: SAD (сумма абсолютной разницы), SSD (сумма квадратов разности) и кросс-корреляция. Предположим , это пиксель в ядре, а отображаемый пиксель сдвинут на область поиска. ^[8]${\ displaystyle X_ {0} (я, j)}$${\ Displaystyle X_ {1} (я + \ альфа, J + \ бета)}$${\ Displaystyle (\ альфа, \ бета)}$

САД рассчитывается как:${\ Displaystyle D (\ альфа, \ бета) = \ сумма _ {я = 1} \ сумма _ {j = 1} | X_ {0} (я, j) ​​-X_ {1} (я + \ альфа, j + \ бета) |}$

SSD рассчитывается как:${\ Displaystyle D (\ альфа, \ бета) = \ сумма _ {я = 1} \ сумма _ {j = 1} (X_ {0} (я, j) ​​-X_ {1} (я + \ альфа, j + \ бета)) ^ {2}}$

Нормализованный коэффициент взаимной корреляции рассчитывается как:${\ displaystyle \ rho (\ alpha, \ beta) = {\ frac {\ sum _ {i = 1} \ sum _ {j = 1} (X_ {0} (i, j) - {\ bar {X_ { 0}}}) (X_ {1} (i + \ alpha, j + \ beta) - {\ bar {X_ {1}}})} {\ sqrt {(\ sum _ {i = 1} \ sum _ {j = 1} (X_ {0} (i, j) - {\ bar {X_ {0}}}) ^ {2}) (\ sum _ {i = 1} \ sum _ {j = 1} (X_ { 1} (i + \ alpha, j + \ beta) - {\ bar {X_ {1}}}) ^ {2})}}}}$

где и - средние значения и соответственно. Пара , которая дает самый низкий D для САД и SSD, или самого большого р для взаимной корреляции, выбирается в качестве оценки движения. Затем скорость рассчитывается как движение, деленное на разницу во времени между кадрами. Обычно для получения более точного результата берется медиана или среднее значение нескольких оценок. ^[8]${\ displaystyle {\ bar {X_ {0}}}}$${\ displaystyle {\ bar {X_ {1}}}}$${\ displaystyle X_ {0} (я, j)}$${\ Displaystyle X_ {1} (я, j)}$${\ Displaystyle (\ альфа, \ бета)}$

Субпиксельная точность [ править ]

В ультразвуковых системах латеральное разрешение обычно намного ниже, чем осевое. Плохое поперечное разрешение на изображении в B-режиме также приводит к низкому поперечному разрешению при оценке потока. Следовательно, субпиксельное разрешение необходимо для повышения точности оценки в поперечном измерении. Между тем, мы могли бы уменьшить частоту дискретизации по осевому измерению, чтобы сэкономить вычисления и память, если движение субпикселей оценивается достаточно точно. Обычно существует два типа методов для получения точности субпикселей: методы интерполяции, такие как параболическая подгонка, и методы на основе фазы, в которых задержка пика определяется, когда фаза аналитической функции взаимной корреляции пересекает ноль. ^[9]

Метод интерполяции (параболическая подгонка) [ править ]

Как показано на правом рисунке, параболическая подгонка может помочь найти реальный пик функции взаимной корреляции. Уравнение параболической подгонки в 1D: ^[4]${\displaystyle k_{int}=k_{s}-{\frac {(R_{12}(k_{s}+1)-R_{12}(k_{s}-1))}{2(R_{12}(k_{s}+1)-2R_{12}(k_{s})+R_{12}(k_{s}-1))}}}$

где - функция взаимной корреляции, а - первоначально найденный пик. затем используется для нахождения смещения рассеивателей после интерполяции. Для 2D-сценария это делается как в осевом, так и в боковом измерениях. Некоторые другие методы могут использоваться для повышения точности и устойчивости метода интерполяции, включая параболическую подгонку с компенсацией смещения и интерполяцию согласованного фильтра. ^[10]${\displaystyle R_{12}}$${\displaystyle k_{s}}$${\displaystyle k_{int}}$

Фазовый метод [ править ]

Основная идея этого метода состоит в том, чтобы сгенерировать синтетическую боковую фазу и использовать ее для поиска фазы, которая пересекает ноль на пиковом лаге. ^[9]

На правом рисунке показана процедура создания синтетической боковой фазы в качестве первого шага. По сути, боковой спектр делится на две части, чтобы получить два спектра с ненулевыми центральными частотами. Взаимная корреляция выполняется как для восходящего, так и для нисходящего сигнала, создавая и соответственно. ^[9] Затем функция боковой корреляции и функция осевой корреляции рассчитываются следующим образом:${\displaystyle R_{up}}$${\displaystyle R_{down}}$${\displaystyle R_{lateral}=R_{up}*R_{down}^{*};R_{axial}=R_{up}*R_{down}}$

где - комплексное сопряжение .${\displaystyle R_{down}^{*}}$${\displaystyle R_{down}}$

Они имеют одинаковую величину, а целочисленный пик находится с использованием традиционных методов взаимной корреляции. После определения целочисленного пика извлекается область 3 на 3, окружающая пик, с ее фазовой информацией. Как для боковых, так и для осевых размеров обнаруживаются нулевые пересечения одномерной корреляционной функции при лагах другого измерения, и соответственно создается линейная аппроксимация методом наименьших квадратов. Пересечение двух линий дает оценку 2D смещения. ^[9]

Сравнение векторного допплера и отслеживания спеклов [ править ]

Оба метода можно использовать для 2D-визуализации вектора скорости, но отслеживание спеклов было бы проще распространить на 3D. Кроме того, в векторном доплеровском режиме глубина и разрешение интересующей области ограничены размером апертуры и максимальным углом между передающей и приемной апертурами, в то время как функция отслеживания спекл позволяет изменять размер ядра и области поиска для адаптации. к другому требованию разрешения. Однако векторный доплер менее сложен с точки зрения вычислений, чем отслеживание спеклов. ^{[ необходима цитата ]}

Оценка объемного расхода [ править ]

Оценка скорости с помощью обычного доплеровского метода требует знания угла между лучом и потоком (угла наклона ) для получения разумных результатов для регулярных потоков и плохо справляется с оценкой сложных структур потока, например, вызванных стенозом и / или бифуркацией. Оценка объемного расхода требует интегрирования скорости по поперечному сечению сосуда с допущениями о геометрии сосуда, что еще больше усложняет оценку расхода. Двумерные доплеровские данные можно использовать для расчета объемного расхода в определенных плоскостях интегрирования. ^[11] Плоскость интегрирования выбрана перпендикулярной лучу, и доплеровская мощность (генерируется из энергетического доплеровского режима доплеровского ультразвука).) можно использовать для различения компонентов, находящихся внутри и снаружи емкости. Этот метод не требует предварительных знаний о доплеровском угле, профиле потока и геометрии сосуда. ^[11]

Обещание 3D [ править ]

До недавнего времени ультразвуковые изображения представляли собой 2D-изображения, и для их правильного ориентирования и выбора положения внутри тела для изображения использовались только несколько и сложные визуальные подсказки с помощью высококвалифицированных специалистов. Полное измерение трехмерных векторов скорости делает возможным использование многих методов постобработки. Можно не только измерить объемный поток через любую плоскость, но также можно рассчитать другую физическую информацию, такую ​​как напряжение и давление, на основе трехмерного поля скорости. Однако довольно сложно измерить сложный кровоток, чтобы получить векторы скорости, из-за высокой скорости сбора данных и огромных вычислений, необходимых для этого. Таким образом, метод плоских волн является многообещающим, поскольку он может генерировать очень высокую частоту кадров. ^[12]

См. Также [ править ]

• Раздел медицинского УЗИ : Допплерография
• Эхокардиография
• Американское общество эхокардиографии
• Кристиан Доплер

Ссылки [ править ]

Внешние ссылки [ править ]

• Базовое ультразвуковое исследование, эхокардиография и допплерография для врачей
• Учебник по эхокардиографии Бониты Андерсон
• Эхокардиография (УЗИ сердца)
• Допплеровское обследование - Введение
• Принцип Доплера и исследование сердечного кровотока