彩色多普勒超声帧差伪像的成因与特征探讨

杨兵社，汤巧，罗婷，张开元

1. 陕西中医药大学第二附属医院 超声科，陕西 咸阳 712000；2. 陕西中医药大学 医学技术学院，陕西 咸阳 712046；3. 西安医学院第一附属医院 超声科，陕西 西安 710077

引言

人体血流动力学的检测，在很长一段时间里，依赖于造影和漂浮导管技术。1989 年彩色多普勒血流显像（Color Doppler Flow Imaging，CDFI）技术的临床应用，开启了超声动态、实时、无创监测血流动力学状态的新时代。此后，彩色能量多普勒（Color Doppler Energy，CDE）、彩色组织多普勒、超微血流显现技术（Superb Microvascular lmaging，SMI）等相继问世。为人体血流动力学检测和器官血流灌注评价提供了工具。在业内，彩色多普勒超声一般是指CDFI，即狭义的彩色多普勒，本文所称彩色多普勒，既包括CDFI，也包括CDE、SMI 等基于多普勒原理开发的超声技术，即在广义上使用这一概念。

超声伪像是指超声断层图像与其相应解剖断面图像之间的差异，表现为声像图中回声信息的增添、减少或失真[1]。由于医学超声诊断仪，在设计上普遍基于以下模型。即：声波在人体内直线传播，不同组织，声速相同。对声能的衰减相同等所谓的三大假设[2]。而实际情况并非如此。人体是一个声学特性非常复杂的系统，人体声学特征与仪器设计所采用的假设之间存在差异，这是超声伪像产生的系统性原因。伪像可形成于信息采集、信息加工、图像处理的各个环节。另外，检查者操作不当，也是形成伪像的重要原因[3]。超声伪像表现形式多样，现有的超声技术，无论二维、频谱多普勒、彩色多普勒、超声造影、三维超声都会出现伪像[4]，已经报道的伪像形式不下百余种，仅三维超声就有阈值、运动、帧失落等7 大类[5]。但截至目前，对于因显示帧频不同而导致的2D 图像与彩色多普勒图像在时相上的错位所形成的伪像，却鲜有报道。本文暂且将其命名为“帧差伪像”，在此，其成因与特征进行分析探讨。

1 超声仪器物理通道与振元数匹配方式

现代超声诊断仪由发射接收、回波处理、成像显示系统控制4 个单元组成。发射接收单元中的物理通道数对图像质量起制约作用。早期的仪器，通道数等于振元数，1 个振元匹配1 个通道。新近开发的仪器，振元数往往多于通道数[6]。如GE 公司Voluson E8 机型，振元数256，通道数128，为2:1 的关系。如此设计是基于如下思想：除连续多普勒外，诊断用超声均以短脉冲方式发射，宽度1～10 μs，周期100～500 μs，用于2D 成像的脉冲重复频率（Pulse Repetition Frequency，PRF）在2000～4000 Hz 之间，用于彩色多普勒成像的PRF 在4000～12000 Hz 之间[2]。脉冲宽度相对于脉冲周期，占时十分短暂。

也就是说，探头发射短脉冲后较长时间里处于“休息”状态，通道也是“空闲的”。这样，就可以采用错时发射的方式，使几个振元共用一个通道。具体实现方法是在探头和通道之间设置一个高压开关，通过控制发射次序实现不同振元对同一通道的共享[6]。通道数与脉冲数的关系，犹如高速公路的车道数与行驶于其上的车辆数的关系。作为这种设计思想的延伸，近年又产生了在数字化基础上，将探头振元排列成电子矩阵。高比例匹配，最大限度利用硬件资源的设计。如GE 公司Voluson E10 配备的eM6c 探头，用256 通道，实现了8192 振元的发射与接收。

2 人体组织器官运动形式及其多普勒信号特征

只要在超声传播路径上有运动目标，回波信号谱中就会有多普勒频移信号。差别只在于对回波信号中不同频谱成分的处理方式。人体内存在多种运动形式，既有机械位移，也有周期振荡。这些运动，在超声场中，都会产生多普勒频移信号。为了下文叙述方便，笔者根据运动速度，将人体器官分为静止器官、慢运动器官、快运动器官3 类。静止器官指在平静呼吸状态下，几乎没有机械运动的器官，如颅骨、椎骨、静息状态的四肢肌肉；缓慢运动器官指在平静呼吸过程中，有缓慢机械位移的器官，如膈肌、随呼吸而上下移动的肝脏、肺脏，进食后的胃肠壁等；快速运动器官，如心室壁、心脏瓣膜；由于血液是密度1.05～1.06 g/cm3、不可压缩的非牛顿流体[7]，在密闭管道中连续流动，可作为快速运动器官来看待。

人体器官的运动，有速度、幅度参量，根据运动幅度，可分为大幅运动器官、小幅度运动器官、微幅运动器官。正常成年人在呼吸周期内膈肌运动幅度在6～8 cm，为大幅运动器官；心室壁及大血管根部，在心动周期内运动幅度约0.8～1.5 cm，为小幅运动器官；外周血管壁运动幅度在0.2～0.5 cm 之间[8]，为微幅度运动器官；器官运动的频率、振幅，见图1。

图1 人体器官运动频率、振幅关系示意图

人体器官运动，在超声场中都会产生多普勒信号，不同运动所形成的多普勒信号，强弱与频移不同。信号强弱与运动幅度的平方成正比，频移大小与运动速度、声束与速度方向夹角余弦呈正比。膈肌呼吸运动所产生的多普勒信号强度大而频移小，动脉内血液流动所产生的多普勒信号强度小而频移大。超声仪器目前只有对频移信号进行提取分析[9]，即系统内部自动将多普勒频移转化为靶目标的运动速度，而强度信号尚未见有量化的评价参数。在显示器上，不同运动速度目标的正确显示，有赖于不同的帧频。

3 彩色多普勒帧差伪像的成因探讨

彩色多普勒成像技术是在脉冲多普勒（Pulsed Wave Doppler，PW）基础上发展起来的，PW 只有一条取样线，一个取样容积，而彩色多普勒是在取样框内设置N 条发射声束，每条声束方向上设置M 个取样容积，因此需要计算的数据量是PW 的数十倍，2D 的数千倍。而仪器CPU、总线等硬件资源是有限的。因此彩色多普勒的设计原则是，优先满足探查深度、彩色取样容积数据计算，其次才是帧频。即依赖减少帧频来平衡扫查深度和彩色容积数据分析之间对硬件资源分配需求的矛盾[2]。由于器官运动的存在，彩色多普勒信号与2D 图像要真正“实时”显示，必须是2D图像与彩色多普勒图像的帧同步，即帧频和时相均相同。

所谓帧频，是指每秒钟显示器上显示的图像帧数。超声医生在显示器上所看到的图像，并不是原始射频回波信号的直接显示，而是经信号处理器、图像处理器的多次转换，形成显示器所接受的矩形或扇形图像格式并存储于内存内，再按照出厂时的设定，或医生在检查时设定的帧数，逐帧调用。在仪器内部，2D 图像处理器与彩色多普勒的图像处理器是两个互相独立的硬件单元，互相独立进行2D 图像和彩色多普勒图像的转换与存储。但是，呈现于显示屏上的彩色声像图，在视觉上却似乎是人体解剖结构和血流的“实时”显示。这是因采用了类似于Office 办公软件的“图层”概念，将彩色多普勒信号叠加于2D 图像之上。如GE 公司Voluson 730、Voluson E8，三星公司WS80 等。

超声仪器时间分辨力的高低，取决于显示帧频。影响帧频的因素有PRF、单帧图像扫描线密度与数量、探查深度等。由于彩色多普勒成像所需要的数据运算量远远大于2D 成像的数据，因此大多数仪器，彩色多普勒帧频远远低于2D 帧频。即彩色的时间分辨率远远低于2D 的时间分辨率。如三星公司WS80 机型，2D 模式下默认扇形扫查角度65°，深度设置为15 cm，帧频为25 Hz。对于像成人肝脏这类“静止性”器官，帧频25 Hz 时，图像就很连续。而对于胎儿心脏，它以120～160 次/min 的频率搏动，25 Hz 帧频，画面就会卡顿。要提高画面的流畅度，达到“实时”效果，就需要提高帧频。

提高帧频的一般方法是减少扫查面积，即缩小扫查角度，减少扫查深度以及使用局部放大功能。仍以三星公司WS80机型为例，胎心模式下默认扇扫角度38°，深度10 cm，此时2D帧频为75 Hz。当启动彩色多普勒后，即便是图像局部放大，最大限度减少了扫查面积，彩色帧频也只有18 Hz。这也许就是目前仪器硬件所能达到的最大运算能力吧。换句话说，在目前的设计理念和工艺水平下，超声仪器的彩色多普勒帧频要远少于2D 帧频，尤其在检查高速运动器官的时候。二者难以实现帧同步，即帧数与时相的同步，这是帧差伪像产生的内在原因。

4 彩色多普勒帧差伪像的特征

既然帧差伪像是源于两种超声技术的帧频差别不同而带来的解剖结构与相应血流信息的非同步性，因此是一种系统性伪像，具有系统性伪像的必然性。即它并非偶然现象，而是要经常发生。以往文献所描述的超声伪像，不论是2D图像中的混响[10]、侧边回声失落、还是彩色多普勒的快闪、混叠，或者近年来发现的超声造影、介入超声[11-12]的伪像，都是超声在发射、传播、回波接收、图像处理不同环节的单一因素所致，或者由于医生操作不当引起，相对容易识别。频差伪像却不同，它是由两种技术在后期的图像复合过程中形成的，因而具有一定的隐蔽性，特别是当检查者对仪器图像合成原理不熟悉的情况下，往往难以及时识别。近年来，超声科室已经成为各级医院最忙碌的科室，超声医生更多的时间与注意力集中在对患者的诊治上，没有太多时间和精力关注仪器工作原理；而工程技术人员，由于缺乏临床超声的知识和能力，不容易发现帧差伪像；另外，各厂家的临床应用医生无意谈论帧差伪像问题，以致众多原因共同造成关于帧差伪像的报道较少，关注度较低。

帧差伪像有两类表现，时空错位和彩色缺失。所谓“时空错位”是指血流信号被叠加于其周围非血管的运动目标上，导致血流与运动目标的错位。对于肝脏等“静止”器官，帧频差异不会导致2D 图像所显示的解剖结构和彩色血流信号重叠时的明显错位，而对于胎儿心脏等高速运动的器官和组织，2D 与彩色帧频的差异，却可导致重叠于解剖结构2D 图像之上的血流信号，并非是同一心动周期内同一时相下同一结构的血流，即2D 切面图像所反映的解剖结构与彩色信号并不时刻一致，存在时相差。2D 与彩色多普勒帧频关系，见图2。

图2 2D与彩色多普勒帧频关系示意图

这种时相上的差别，表现隐蔽，加上视觉暂留效应的存在，不容易被检查者察觉。例如在进行胎儿心脏纵四腔检查时，即使2D 与彩色多普勒双幅同步显示，也可能将左室流出道的血流信号，叠加于二尖瓣周围造成反流假象，见图3。由于胎儿心脏每博所占时值约400 ms。也可能在探查胎儿气管时，将本是上腔静脉的血流叠加于其旁边的气管腔，而导致对管道系统的误判。所谓“彩色缺失”是本来有血流流动的血管内，未见血流信号。例如在进行胎儿心脏检查时产生肺动脉内血流缺失的错觉，见图4。

图3 胎儿四腔心切面（双幅实时显示）

图4 胎儿大血管根部短轴切面（双幅实时显示）

5 帧差伪像的识别与消除

帧差伪像是一种特殊的系统性伪像，它可能干扰、误导医生诊断，应及时识别并设法消除。对临床超声医生而言，及时识别帧差伪像，防止其干扰诊断，具有现实意义。

作为超声医生，要理解帧差伪像的成因，了解显示器上所看到的2D 和彩色多普勒“实时”图像的叠加显示原理，认识到两种成像方式帧频明显不同，帧差伪像的出现有必然性，建立起自觉识别帧差伪像的思维自觉。

国内超声医生的养成模式，大多是先从腹部做起，而后逐步学习心脏、血管、介入超声等[13]。由于腹部器官大多属于“静止性”器官，大多数医生习惯上不太关注帧频变化。为了及时识别帧差伪像，就需要养成检查开始前有意识关注2D 图像帧频的习惯。帧频值显示于仪器参数显示区内，一般是位于显示屏的顶部或左右侧。启动彩色多普勒以后，更要留意彩色帧频数以及由此而引起的2D 帧频的减少。

理解检查靶器官，尤其是快速运动器官的运动属性和其产生的多普勒信号频移、强度特征。例如，妊娠晚期胎儿主动脉瓣口血流速度多在60 cm/s 左右，三尖瓣口血流50 cm/s左右，一般认为病理性三尖瓣反流速度多大于80 cm/s，也有学者认为大于200 cm/s 才有意义[14]，因此在可以清晰显示靶目标的前提下，要尽量使用局部放大功能，减小探查深度和彩色取样框大小。由于脉冲重复频率是可调节的，它在仪器面板上显示为彩色标尺的速度范围。增加彩色量程，即增加PRF，增加单位时间内取样容积数量，增加系统数据运算量，它以牺牲帧频来实现。恰当设置PRF，以提高彩色帧频。

当怀疑胎儿有三尖瓣反流时，尽量在心尖四腔切面或心底四腔切面观察，并对所取图像逐帧回放，确保不将心尖五腔切面上的左室流出道的彩色血流信号重叠于2D 的四腔心切面，避免出现2D 图像和彩色图像的错位。

当然，要想彻底消除帧频伪像，根本方法是提升彩色多普勒单元的处理速度。但由于用于彩色多普勒成像的发射脉冲是用于2D 成像的脉冲宽度的3～4 倍，换能器需要在彩色多普勒发射和2D 发射之间进行快速切换，因此单纯依靠增加硬件来提升彩色帧频的空间时有限的。设法优化彩色多普勒数据算法[15-17]，减少数据处理量，并在2D 和彩色处理器之间增加一个帧同步装置，统一进行显示输出，也许是实现2D 图像与彩色多普勒图像完全同步的一种思路，这有待于在研发实践中解决。