Методи векторної візуалізації потоку: інноваційна ультразвукова методика дослідження кровотоку

Автори: Alfredo Goddi, MD1, Marianna Fanizza, MD2, Chandra Bortolotto, MD2, Maria Vittoria Raciti, MD2,

Ilaria Fiorina, MD2, Xujin He3, Yigang Du, PhD3, Fabrizio Calliada, MD2

1 Медичний центр SME-Diagnostica per Immagini, Варезе, Італія

2 Радіологічний відділ, Fondazione IRCCS Policlinico San Matteo, Павія, Італія

3 Ультразвукове відділення R & D, Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd., Шеньчжень, Китай

КЛЮЧОВІ СЛОВА:

ультразвук; доплерографія, векторна візуалізація потоку (Vector Flow Imaging), візуалізація плоскої хвилі, сонна артерія.

РЕЗЮМЕ

Ультразвукова доплерографія зазвичай використовується для виявлення аномального кровотоку. Проте, звичайна доплерографія може використовуватися для визначення тільки осьової складової швидкості кровотоку і залежить від кута оцінки. Був запропонований новий багатовимірний метод, що не залежить від кута оцінки швидкості потоку, який називається Vector Flow Imaging (VFI) – векторна візуалізація потоку. Ця методика кількісно оцінює амплітуду і напрямок істинного вектора швидкості в будь-якому місці в судині і являє собою більш інтуїтивний опис рухів потоків. Висока частота кадрів при VFI, заснована на візуалізації плоскої хвилі, дозволяє детально в динаміці візуалізувати складні судинні профілі гемодинаміки, демонструючи при цьому навіть перехідні явища, які в іншому випадку були б невизначеними.

ВСТУП

Ультразвукова доплерографія зазвичай використовується для виявлення аномального кровотоку в багатьох судинах, що базується на здатності цієї методики визначати швидкість і напрямок кровотоку. Вона заснована на оцінці зсуву частоти, яка виникає в разі, коли звукові хвилі стикаються з рухомими об’єктами. Точність доплерівських досліджень залежить від точного знання відносного напрямку сонографічного пучка і кровотоку в судині (тобто від кута нахилу датчика θ (кута інсонації)).

Стандартні доплерівські модальності включають кольорову доплерографію, енергетичну доплерографію і спектральну доплерографію. Кольорова доплерографія оцінює середню швидкість і напрямок крові в декількох точках в ділянці, що цікавить дослідника, і кодує її як параметричне кольорове зображення. Це дуже ефективно при виявленні ділянок з аномальним кровотоком, які можуть бути додатково досліджені з використанням спектральної доплерівської техніки. Енергетична доплерографія схожа на кольорову доплерографію, але при цьому – відображає інтегральну потужність допплерівського сигналу, замість його середнього доплерівського зсуву, що робить цю методику більш чутливою до низькошвидкісного потоку, але не дає інформації про його напрямок. Спектральна доплерографія відображає повний спектр швидкостей за часом, проте вона охоплює тільки невелику зону діагностики. Однак кольорові і спектральні доплерівські методики можуть використовуватися тільки для визначення осьової складової швидкості кровотоку і залежать від кута нахилу датчика. Вони відображають неоднозначний сигнал при куті нахилу датчика 90º, тому цей кут повинен бути менше 60º, для забезпечення точного вимірювання значень швидкостей потоку. Крім того, кольорова доплерографія залежить від геометрії судини і порядкового методу отримання даних, що призводить до затримки даних про швидкість і обмеження за частотою кадрів, що дозволяє отримувати дані тільки з низькою тимчасовою роздільною здатністю.

В системі кровообігу людини можуть спостерігатися як ламінарні, так і більш складні типи кровотоку. Ламінарний кровоток зазвичай виникає в периферичних прямих кровоносних судинах, але стає нестабільним в великих судинах, в зонах біфуркації і вигнутих судинах. Це також відбувається в разі позитивного градієнта тиску і значного уповільнення потоку і на рівні атеросклеротичних бляшок. Деякі дослідження показали, що до утворення та росту атеросклеротичних бляшок особливо схильні судини, в яких можуть бути виявлені турбулентні потоки. Такі складні потоки не можуть бути чітко вивчені при звичайній доплерографії, оскільки вона вимірює тільки лінійну швидкість, тому необхідний новий вдосконалений метод вимірювання подібних потоків. Для оптимальної діагностики, така методика повинна дозволяти отримувати як абсолютну величину швидкості, так і напрям потоку.

В кінці 1990-х років був запропонований новий метод багатовимірної оцінки швидкості потоку, який був названий Vector Flow. З тих пір розвиваються безліч методів досліджень, які засновані на різних принципах. Використовуючи і розширюючи ці принципи, кілька виробників розробили різні методи векторної візуалізації потоку (VFI – Vector Flow Imaging), які вже доступні для клінічного застосування переважно при дослідженні судин.

VFI МЕТОДИКИ

Методика VFI – це інноваційна техніка, яка не залежить від кута нахилу датчика і забезпечує багатовимірну візуалізацію швидкості кровотоку у всіх напрямках (аксіальному і поперечному). При цьому вимірюються, як мінімум, дві з трьох складових вектора швидкості для розрахунку істинного вектора потоку і самої величини швидкості, що забезпечує як просторову, так і тимчасову векторну інформацію без необхідності будь-якої корекції кута інсонації. VFI дозволяє обчислювати дійсні вектори швидкості в будь-якому місці судини і відображати вектори швидкості, розподіл лінії потоку і розподіл турбулентності.

Серед безлічі різних методів, запропонованих для застосування в діагностиці судинної патології, два були реалізовані в комерційних системах і детально описані в літературі. Перший заснований на оцінці фазового зсуву в полі поперечних коливань (ТО – transverse oscillation field). Другий заснований на візуалізації плоскої хвилі (PWI – plane wave imaging).

Метод TO використовує одноматричний датчик для вимірювання двох специфічних оціночних функцій вектора швидкості, аксіальної і поперечної складових, з використанням двох прийнятих концентраторів випромінювання. Може застосовуватися розширена техніка з метою визначення всіх компонентів вектора швидкості тривимірної хвилі, для цього використовується третій концентратор випромінювання. Під час виконання даної методики відбувається випромінювання ряду послідовних імпульсів, які ідентичні стандартній ультразвуковій доплерографії, а потім порівнюється різниця від імпульсу до імпульсу прийнятих сигналів з обчисленням швидкості. Щоб зменшити кількість обчислень при оцінці бічної швидкості, з кожного пучка беруться тільки два виміри. Використання стандартного автокореляційного підходу робить цей метод більш надійним з точки зору приглушення шуму в процесі вимірювання. Технологія TO заснована на стандартному процесі отримання даних, і тому може бути легко реалізована в режимі реального часу, подібно до кольорової доплерографії з відносно низькою частотою кадрів (тимчасова роздільна здатність) близько 15-25 Гц, яка інколи не дозволяє адекватно виявляти в деталях всі гемодинамічні явища відповідно серцевому циклу.

Методи VFI, засновані на PWI, оцінюють двомірну векторну швидкість потоку з більш високою частотою кадрів, що дозволяє краще описувати складні потоки. При проведенні PWI передається серія одиночних несфокусованих сонографічних променів, а не кількох сфокусованих променів. При використанні традиційної сфокусованої передачі зазвичай генерується тільки один адекватний промінь, тоді як більш широка ділянка інсонації при кожній передачі імпульсів, як у випадку з PWI, дозволяє створювати при прийомі кілька паралельних променів (рис. 1).

Рис. 1. Схема різноспрямованої передачі і прийому сигналів послідовності сканування, яка використовується при векторному зображенні потоку на основі візуалізації плоскої хвилі.

Хоч і на кожне зображення, що генерується, впливає низька контрастна і просторова роздільна здатність, значне поліпшення якості може бути досягнуто шляхом когерентного компонування декількох зображень плоских хвиль, зберігаючи при цьому частоту кадрів, щонайменше, в 10 разів вищу, ніж при стандартному отриманні даних.

Число і кути плоских хвиль, що передаються, і паралельне ретроспективне формування променя, виконане з декількох кутів, впливають на просторово-часову роздільну здатність PWI. Різні дослідження, засновані на PWI методиці, показали різну частоту кадрів VFI, в залежності від техніки, що використовується при отриманні даних. Наприклад, дослідження in vivo з використанням методу швидкої векторної швидкості, використовувало одну плоску хвилю для відстеження випромінювань і спектрів для оцінки потоку, надаючи при цьому справжню частоту кадрів 100 Гц для отримання зображення з високою часовою і просторовою роздільною здатністю. Інша методика, при якій виконується двомірне векторне картування з використанням комбінованих копланарно орієнтованих плоских хвиль, дозволила забезпечити більш чітку картину динаміки потоку, ніж звичайна кольорова доплерографія, з частотою кадрів приблизно 500 Гц.

Рішення, яке дозволило забезпечити частоту кадрів 416 Гц при VFI, називається векторною візуалізацією рухомих частинок, і отримує справжні вектори швидкості в будь-якому місці при різноспрямованій передачі і прийомі плоских хвиль. Зокрема, реальна швидкість вектора, з величиною і напрямком, обчислюється шляхом змішування швидкостей, що виходять з серії пучків за алгоритмом комплексного кутового компаундування. При цьому досягається безперервна передача доплерівського сигналу, уникаючи перехідного стану, і, таким чином, може використовуватися безперервна фільтрація для видалення перешкод. Динамічний потік виходить шляхом постійного оновлення положення еритроцитів в судині відповідно до розрахованої швидкості. Для високої частоти кадрів VFI в комерційній системі, сфокусовані хвилі також використовуються для чергування з різноспрямованою передачею доплерівських сигналів для створення зображень в B-режимі з високою роздільною здатністю.

Висока частота кадрів VFI, яка доступна в даний час тільки в одній комерційній системі, являє собою реалізацію методу векторної візуалізації рухомих частинок і генерує частоту кадрів 600 Гц, що дозволяє детально описати складний і порушений потік. Висока частота кадрів дозволяє динамічно візуалізувати всі гемодинамічні явища, навіть скороминущі, які в іншому випадку були б невизначеними протягом усього серцевого циклу, при цьому є можливість провести точне вимірювання їхньої поширеності і тривалості.

Рис. 2. Кольорова доплерограма біфуркації сонної артерії показує реверсивний потік у внутрішній сонній артерії (ICA), каротидного синуса і з боку зовнішньої сонної артерії (три плями відмічені зірочкою *). Фактична поведінка потоку мало відома через залежність від кута інсонації.

CCA – загальна сонна артерія; STA – верхня щитоподібна артерія.

У порівнянні з кольоровим доплерівським зображенням (рис. 2), найбільшими відмінностями є: методика проведення сканування (плоска хвиля замість порядкового захоплення), більш висока частота, незалежність від кута ультразвукового променя, більш точне відображення швидкості крові (як величини, так і напрямки) і відображення гемодинаміки, замість менш точного відображення доплерівського потоку (таблиця 1).

Таблиця 1. Порівняння кольорової доплерографії і високочастотної векторної візуалізації потоку (VFI).

На основі цього підходу потік аналізується за 1,5 секунди (що дозволяє вивчати, по меншій мірі, один серцевий цикл) на частотах повторення імпульсів (ЧПІ) 10-15 кГц і при високій частоті кадрів (400-600 Гц, залежно від фактично використовуваної ЧПІ). Отримані дані обробляються сонографічною системою, що генерує послідовність з приблизно 600-900 зображеннями, які можуть відображатися з частотою кадрів 20-30 Гц і додатково аналізувати кадр за кадром при уповільненому русі.

Незалежно від технічних рішень для отримання зображень VFI, спільне опрацювання сигналів і зображення потоку цих двох основних методів (TO і PWI) є дуже схожим (рис. 3).

Рис. 3. Загальна діаграма обробки сигналів для векторного зображення потоку.

Для більш інтуїтивного уявлення потоку, зображується безліч кольорових стрілок, які показують як швидкість, так і напрямок потоку. Колір і довжина стрілки визначають величину швидкості. У будь-який момент, і в будь-якому місці судини може бути виведена швидкість еритроцитів завдяки постійному оновленню їх положення (рис. 4).

Рис. 4. Зображення векторного потоку біфуркації сонної артерії (в тому ж випадку, що і на малюнку 2). Дана послідовність з шести кадрів, які отримані з 900 зображень кінопетлі за 1,5-секундний період, аналізує гемодинамічні явища в продовж одного серцевого циклу. (A) Рання систола, (B) систолічний пік, (C) рання спадна фаза, (D) проміжна спадна фаза, (E) кінцева систолічна фаза, (F) діастолічний пік. Візуальна оцінка шарів векторного потоку: чітко показані у багатьох напрямках потоків і чітко визначаються зони турбулентності. Векторне зображення потоку використовує стрілки, що вказують на напрямок потоку. Колір і довжина стрілок показують швидкість, величину і напрямок потоку. Високошвидкісні вектори (довгі червоні вектори) показані в зоні поділу потоку на внутрішню сонну артерію (наконечник стрілки) і на зовнішню сонну артерію (коротка біла стрілка). Ділянки поділу потоку і рециркуляції (короткі зелені вектори) зображені з протилежного боку від поділу потоку (*). CCA – загальна сонна артерія; ECA – зовнішня сонна артерія; ICA – внутрішня сонна артерія; Rx -прийом; STA – верхня щитоподібна артерія; Tx – передача.

Однак VFI техніка також має обмеження. Будь-який метод, заснований на ЧПІ, в тому числі VFI, страждає від згладжування, що обмежує можливість вивчення потоків високої швидкості. Іншим важливим обмеженням є те, що будучи двомірним методом, він не дозволяє точно оцінити тривимірну форму лінії потоку.

ОСНОВНІ КЛІНІЧНІ ЗАСТОСУВАННЯ VFI

Зміни кровотоку і процеси запалення, крім генетичних і біологічних системних факторів ризику, вважаються основними можливими причинами розвитку атеросклеротичних уражень. Є дані про те, що гемодинамічні характеристики визначають розвиток атеросклерозу: зони ураження в основному розташовані в артеріальних гілках і вигинах, де в основному і визначаються локальні порушення потоку. Локальні механічні та гемодинамічні особливості, такі як: зсувне напруження стінки, поділ потоку, зони рециркуляції і застою, турбулентність, являють собою додаткові фактори, які сприяють атерогенезу.

Таким чином, можливість правильно проаналізувати картину кровотоку була б важливою передумовою для діагностики, особливо для раннього виявлення патології. Всебічна оцінка кровотоку повинна відображати основні гемодинамічні характеристики, а також ряд кількісних параметрів, таких як миттєва швидкість, напрямок швидкості, зсувне напруження стінки і об’ємний кровотік для кожної точки судини.

Техніка VFI, завдяки своїй незалежності від кута напрямку променя і здатності кількісно оцінювати вектори швидкості, здатна відображати реальні характеристики потоку, перевершуючи звичайні методи сонографії.

Клінічні дослідження, які засновані на VFI, як і раніше обмежені, оскільки подібні комерційні системи тільки нещодавно були введені в експлуатацію. Оскільки розвиток атеросклеротичних бляшок в зоні біфуркації сонної артерії частіше зустрічається при наявності турбулентного потоку, ця судина може являти собою основну клінічну мішень. Попереднє дослідження оцінки швидкості вектора крові in vivo на основі TO ідентифікувало турбулентний потік в сонній артерії у трьох здорових суб’єктів в фазі уповільнення після систолічного піку, що підтвердило попередні експериментальні дослідження. Перше дослідження in vivo було виконано на 32 загальних сонних артеріях за допомогою комерційного сонографічного апарату, який був оснащений прототипом програмного забезпечення на основі TO. У цьому дослідженні були оцінені множинні змінні, такі як пікова систолічна швидкість і кінцева діастолічна швидкість. При цьому було показані параметри VFI в порівнянні зі звичайною спектральною доплерографією при оцінці кута кровотоку. Перше дослідження in vivo шести біфуркацій артерій в зоні каротидного синуса проводилося на експериментальній системі, за допомогою методу оцінки швидких векторів швидкостей, заснованих на порушенні плоскої хвилі. Це дослідження дозволило візуалізувати, в найдрібніших подробицях, стійкий турбулентний потік у всіх каротидних синусах. В іншому дослідженні, в якому досліджувалися 12 пацієнтів із захворюваннями сонної артерії, використовувався дослідний сканер, в якому була реалізована методика двохкутової передачі плоских хвиль. Під час цього дослідження були успішно отримані як векторні зображення швидкості, так і ретроспективні спектри швидкостей. Недавнє клінічне дослідження біфуркації сонної артерії, яке було засноване на високочастотній VFI, показало здатність цієї методики чітко візуалізувати поведінку потоку крові в різних зонах і анатомічних структурах, таких як: зона біфуркації судин, збільшення синуса, звуження судин і, головним чином, в випадку варіабельних форм біфуркації сонної артерії. Це дослідження також проаналізувало взаємозв’язок характеру порушення VFI потоку з атеросклерозом. При цьому було висловлено припущення, що VFI має великий потенціал для кращого розуміння діагностичної цінності складних видів потоку.

Деякі дослідники припустили, що VFI може дозволити проводити оцінку зсувного напруження стінки сонної артерії. Однак, незважаючи на те, що зсувне напруження стінки, як відомо, відіграє значну роль при атеросклерозі, клінічне значення цієї змінної ще не продемонстровано. Проте, ми вважаємо, що в порівнянні з традиційними доплерографічними методами, подальше вдосконалення комерційних систем для вимірювання зсувного напруження, дозволило б більш детально осмислити ефекти складних видів кровотоку при формуванні атеросклеротичних бляшок.

Оцінка артеріовенозної фістули (АВФ) для гемодіалізу є новим клінічним застосуванням VFI. Перше дослідження, присвячене виміру об’ємної витрати в АВФ, показало, що VFI підходить для вивчення цього показника. У наступному дослідженні було встановлено, що вимірювання об’ємної витрати за методикою TO під час діалізу має точність 20%, в порівнянні з 32%-вою точністю методу сонографічного розведення, який є золотим стандартом. Потім автори прийшли до висновку, що VFI є допустимою технікою оцінки об’ємної витрати і зміни об’ємної витрати в плині часу в АВФ. В ході попереднього дослідження з використанням високочастотної VFI у 14 пацієнтів з аутогенними АВФ верхніх кінцівок було виявлено порушення потоку з наявністю векторів, спрямованих проти стінок судин в 64,2% випадків. Вони припустили, що складна картина кровотоку, виявлена при VFI, може бути причиною дисфункції ендотеліальних клітин і утворення неоінтимальної гіперплазії. Вони наголосили на важливості майбутніх досліджень для підтвердження зв’язку між порушеним кровотоком і утворенням стенозу під час формування АВФ.

Хоча в нашій технічній статті основна увага приділяється дослідженню судин, необхідно все ж коротко описати можливості застосування техніки для оцінки серцевої діяльності. Нове клінічне застосування VFI – це точна оцінка внутрішньошлуночкового турбулентного потоку, який лежить в основі тісного взаємозв’язку між внутрішньошлуночковою картиною кровотоку і функцією самих шлуночків. Механізми потоку в лівому шлуночку вже останні кілька років привертають підвищену увагу кардіологів і стимулюють розробку нових методів, які б дозволяли візуалізувати рух потоку крові всередині наповнених камер. Одним з ключових аспектів кровотоку всередині лівого шлуночка є розвиток вихрового потоку. Тому клінічна оцінка картини вихрового потоку є важливим компонентом для розуміння функції лівого шлуночка. VFI може також використовуватися для вивчення внутрішньосерцевого кровотоку через клапани при їх патологічних змінах, або при гіпертрофічній кардіоміопатії, для оцінки взаємодії між потоком всередині шлуночка і рухом стулок. Різниця між дослідженнями судин і кардіодіагностикою полягає в специфіці доступу при вивченні серця. Однак докладний опис цієї методики виходить за межі технічної сторони цієї статті.

ВИСНОВОК

VFI – ефективний метод для більш точної оцінки кровотоку, зокрема складного потоку. Дана техніка дозволяє провести кількісний вимір швидкості і напрямку на заданій ділянці судини, що може бути чітко відображено графічно. Висока частота кадрів VFI дозволяє динамічно візуалізувати всі явища потоку, в тому числі перехідні явища, які в іншому випадку були б невизначеними. Ця нова інформація може доповнювати кольорову і спектральну доплерографію в різних ситуаціях. Об’ємні витрати і зсувне напруження стінки – параметри, які визначаються при VFI і розширюють діагностичні критерії при оцінці судинної патології. Для прийняття VFI в якості стандарту, необхідно провести клінічні багатоцентрові дослідження у великій популяції пацієнтів. На даний момент VFI залишається двовимірним методом і не дозволяє точно зрозуміти реальну тривимірну форму лінії струму, в той же час для кількісного визначення всього потоку потребується тривимірна векторна оцінка.