呂道文，章　東，固宇旸，張擁軍，歐陽君

（1.蚌埠醫(yī)學(xué)院公共課程部，安徽蚌埠　233000；2.南京大學(xué)聲學(xué)研究所，近代聲學(xué)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，江蘇南京　210093）

·方法技術(shù)學(xué)·

調(diào)頻超聲激勵造影劑微氣泡的次諧波響應(yīng)研究

呂道文1*，章東2，固宇旸2，張擁軍1，歐陽君1

（1.蚌埠醫(yī)學(xué)院公共課程部，安徽蚌埠233000；2.南京大學(xué)聲學(xué)研究所，近代聲學(xué)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，江蘇南京210093）

目的研究利用調(diào)頻超聲激勵微氣泡群產(chǎn)生的次諧波進(jìn)行血壓測量的有效性。方法選用參數(shù)相同的調(diào)頻波和正弦波，通過模擬計(jì)算和實(shí)驗(yàn)研究比較兩種激勵下次諧波的幅度與激勵聲壓之間的關(guān)系，分析次諧波幅度對過壓變化的敏感度；同時探討調(diào)頻波的帶寬和循環(huán)數(shù)對次諧波幅度所產(chǎn)生的影響。結(jié)果調(diào)頻波可以提高次諧波的幅度5～10 dB，過壓測量的敏感度提高3.4 dB。結(jié)論適當(dāng)?shù)卦龃笳{(diào)頻信號的帶寬或循環(huán)數(shù)，可以提高次諧波對過壓的敏感程度。

超聲檢查；造影劑；血壓

心臟和血管等局部組織器官的血壓可以提供身體組織健康狀態(tài)的重要信息，也可有效診斷和評價一些疾病。目前，臨床主要采取插管的方式測量人體組織內(nèi)部壓力，此時需置入一個帶有微型壓力傳感器的導(dǎo)管。但受檢者難以接受這種侵入性的方式，同時也存在感染的風(fēng)險，并且插入導(dǎo)管會引起血流的變化，從而導(dǎo)致壓力的改變。其他的一些非侵入性測量手段如多普勒超聲血壓測量法等也被證明可重復(fù)性和可靠性較低［1-2］。

利用超聲造影劑輔助血壓測量是一種受到廣泛關(guān)注的非侵入性血壓測量方法。超聲造影劑為含有包膜微氣泡（直徑為1～10 μm）的懸浮液，通過增大微泡和組織之間反射率的差異來提高超聲成像的質(zhì)量［3］。Fairbank等［4］首次將超聲造影劑應(yīng)用于血壓的測量，發(fā)現(xiàn)微氣泡的共振頻率會隨周圍介質(zhì)中過壓的變化而偏移，并以此來確定壓強(qiáng)大小。Bouakaz等［5-6］提出了利用超聲造影劑破裂產(chǎn)生的自由微氣泡的消失時間來確定血壓大小。此后，H?k［7］提出了應(yīng)用單個微氣泡反射聲壓的幅度來測量血壓。但上述方法的結(jié)果可靠性及準(zhǔn)確率均較低，不具備臨床應(yīng)用價值。包膜微氣泡在超聲激勵下可產(chǎn)生非線性振動，激發(fā)出包括次諧波（f/2、f/3…，激勵頻率為f）在內(nèi)的非線性成分。Shi等［8］發(fā)現(xiàn)，相較于超聲激勵下散射產(chǎn)生的基頻波和二次諧波成分，次諧波與周圍介質(zhì)壓強(qiáng)間具有更好的、且接近線性的依賴關(guān)系。Andersen等［9］證明次諧波與過壓的依賴關(guān)系與激勵脈沖的形狀、長度和幅度等參數(shù)有關(guān)。Frinking等［10］發(fā)現(xiàn)，在激勵聲壓為400 kPa時，過壓增加180 mmHg時，次諧波相應(yīng)降低9.6 dB；而用50 kPa的低聲壓激勵時，次諧波成分則會升高28.9 dB。

調(diào)頻波與超聲造影劑的結(jié)合使用也率先出現(xiàn)在超聲成像的研究。Misaridis等［11］提出調(diào)頻信號激勵超聲造影劑的基波成像方法，可以增加信噪比和穿透深度，并且圖像穩(wěn)定性和分辨率較好。也有研究［12］表明，調(diào)頻信號在驅(qū)動半徑具有寬泛分布的氣泡群時，可以有效增加微氣泡群的運(yùn)動位移。然而，目前鮮見關(guān)于調(diào)頻波激勵微氣泡所產(chǎn)生的次諧波進(jìn)行血壓測量的研究。

1　原理與方法

1.1微氣泡的動力學(xué)模型在研究包膜微氣泡徑向非線性振動時，有多種修正的Rayleigh-Plesset（RP）方程用于計(jì)算微氣泡在超聲激勵下的半徑隨時間變化的關(guān)系［13-17］。其中Marmottant模型特別考慮了微氣泡外層包膜由于皺縮和破裂所引起的表面張力的非線性修正［18］：

Marmottant模型強(qiáng)調(diào)在微氣泡的振動過程中，膜表面張力 σ（R）隨瞬時半徑 R的變化分為三個階段［18］：

當(dāng)微氣泡半徑R小于皺縮臨界半徑Rbuckling時，微氣泡膜表面皺縮，膜表面張力σ=0；微氣泡半徑為Rbuckling～Rbreak-up時，彈性范圍內(nèi)的微氣泡膜表面張力σ與彈性模量χ有關(guān)；Rruptured為微氣泡破裂時的半徑，在微氣泡破碎后，膜最大的表面張力即為水的表面張力σwater。

距離微氣泡d處的散射聲壓Ps可表示為：

1.2模擬計(jì)算考慮到實(shí)際的包膜微氣泡群均具有一定寬度的半徑分布，因此，在模擬計(jì)算中，微泡的尺寸按照高斯分布，其平均直徑為2.5 μm，與實(shí)驗(yàn)中使用的SonoVue微泡類似（圖1）。

圖1　造影劑微泡的直徑分布

用S（t）表示穩(wěn)態(tài)半徑為R0i～R0j的微氣泡群在超聲激勵下產(chǎn)生的總散射聲壓［19］：

具有一定帶寬調(diào)頻波聲壓可以表示為：

A為調(diào)頻激勵幅度；f（t）為調(diào)頻激勵的瞬時頻率，隨時間變化呈線性增長趨勢，且有：

其中，T為調(diào)頻激勵的持續(xù)時間，f0為調(diào)頻激勵的中心頻率，Δf為調(diào)頻激勵的帶寬。t=0時，f（t）最小，且；t=T時，f（t）最大，且；其頻帶范圍為，產(chǎn)生的次諧波信號的頻率范圍為，為保證信號不重疊，應(yīng)取

利用MATLAB中的常微分方程求解函數(shù)ode45對方程（1）和（3）進(jìn)行求解，其中初始條件為R=R0，，微泡的殼參數(shù)和相關(guān)的物理常數(shù)見表1。通過快速傅立葉變換以后，可以提取出散射譜中的次諧波成分，然后理論研究次諧波成分與過壓之間的關(guān)系。

表1　微氣泡及相關(guān)環(huán)境參數(shù)

1.3方法本研究中所使用的造影劑為 SoneVue?（Bracco Diagnostics Inc.，Geneva，Switzerland），其微泡平均直徑約為2.5 μm，平均共振頻率為2.2 MHz。微泡濃度約為108個/ml。

實(shí)驗(yàn)裝置見圖2。由波形發(fā)生器（33250A，Agilent，Santa Clara，CA）產(chǎn)生的調(diào)頻信號經(jīng)RF放大器（150A，ENI，Rochester，NY）進(jìn)行放大，驅(qū)動一個3.5 MHz的發(fā)射換能器（V383，Panametrics，Waltham，MA）用于產(chǎn)生入射超聲束。另一個2.25 MHz的平面換能器（V325-SU，Panametrics，Waltham，MA）作為接收換能器，用于接收樣品容器中的微泡懸浮液散射的回聲。接收的信號經(jīng)過一個30 dB的前置放大器（HPA30，NTR，USA Seattle，WA）進(jìn)行放大后輸送到數(shù)字示波器（Agilent 54810A，USA）中，其采樣頻率為50 Hz。樣品容器（長、寬、高均為52 mm）由塑料制成，帶有兩個由聚乙烯薄膜覆蓋的圓形透聲窗口（直徑為30 mm）。為減小入射聲波的影響，發(fā)射換能器和接收換能器在除汽水中以90°角放置。發(fā)射換能器產(chǎn)生的聲壓由針狀水聽器（HNC-100，Onda Corporation，Sunnyvale，CA）進(jìn)行校準(zhǔn)。樣品容器中的過壓由一個與樣品容器相連接的50 ml注射器通過緩慢改變其內(nèi)部氣體的體積來改變。

圖2　實(shí)驗(yàn)裝置圖

2　結(jié)果

2.1調(diào)頻波與正弦波激勵產(chǎn)生的次諧波比較在正弦波和調(diào)頻波激勵下，模擬計(jì)算和實(shí)驗(yàn)測量得到的次諧波與激勵聲壓之間的關(guān)系見圖3。調(diào)頻波激勵產(chǎn)生的次諧波比正弦波激勵產(chǎn)生的正弦波高5～10 dB；在聲壓為50～100 kPa時，正弦波激勵時幾乎觀測不到次諧波，但是在調(diào)頻波激勵時次諧波卻很明顯。

2.2調(diào)頻波與正弦波激勵下次諧波與過壓的關(guān)系

在正弦波和調(diào)頻波激勵下，模擬計(jì)算和實(shí)驗(yàn)測量得到的次諧波與過壓之間的關(guān)系見圖4。當(dāng)過壓從0變化到25 kPa時，正弦波激勵下次諧波的幅度降低了約5.5 dB，而用調(diào)頻波激勵則下降了8.9 dB，明顯大于正弦波激勵的情況。實(shí)驗(yàn)測量的結(jié)果與模擬計(jì)算的結(jié)果很吻合?？梢?，相比于正弦波激勵而言，調(diào)頻波激勵用于測量血壓時的敏感度更高。

2.3調(diào)頻波的參數(shù)對次諧波響應(yīng)的影響

2.3.1帶寬對次諧波響應(yīng)的影響當(dāng)過壓升高時，調(diào)頻波的帶寬對次諧波的影響見圖5。當(dāng)過壓從0增加到25 kPa時，對應(yīng)于帶寬為0.2、0.4和0.8 MHz的調(diào)頻波激勵下的次諧波響應(yīng)分別變化8.0、8.9和15.3 dB（圖5）。

2.3.2循環(huán)數(shù)對次諧波響應(yīng)的影響其他參數(shù)不變，改變調(diào)頻波的循環(huán)數(shù)，不同過壓下調(diào)頻波的脈沖寬度對次諧波的影響見圖6。在不同的循環(huán)數(shù)情況下，次諧波的幅度隨過壓增加而呈降低的趨勢。當(dāng)過壓從0增加到25 kPa時，對應(yīng)于循環(huán)數(shù)為16、32和64個的調(diào)頻波激勵下的次諧波響應(yīng)分別降低1.8、8.9和15.9 dB。

圖3　兩種激勵下次諧波與激勵聲壓的關(guān)系

圖4　兩種激勵下次諧波與過壓的關(guān)系

圖5　調(diào)頻波的帶寬對次諧波的影響

圖6　調(diào)頻波的循環(huán)數(shù)對次諧波的影響

3　討論

本研究表明，在調(diào)頻超聲激勵下，次諧波隨過壓變化的敏感度和穩(wěn)定性均好于正弦波超聲激勵的情況。但當(dāng)過壓較大時，實(shí)驗(yàn)測量和模擬計(jì)算的結(jié)果會出現(xiàn)一定的偏差。主要原因可能是本研究使用的Marmottant模型并未考慮微氣泡的破壞和裂解。超聲造影劑在大聲壓激勵下，較大半徑的微氣泡很可能完全破壞或破裂后形成大量半徑較小的微氣泡，改變了微氣泡的半徑分布，從而完全改變了微氣泡群的參數(shù)。因此，本研究不僅要建立更為完善、考慮微氣泡破裂等因素的動力學(xué)模型來模擬微氣泡群的非線性振動，還需要探索更為符合血壓測量條件的超聲造影劑，如在適當(dāng)聲壓激勵下不易破裂、分解的微氣泡，以保證血壓測量的準(zhǔn)確率和可重復(fù)性。

此外，本研究所施加的過壓呈線性變化，與血壓隨脈搏周期性變化的情況有所不同。因此需要研制模擬血壓周期性變化的實(shí)驗(yàn)裝置以研究該血壓測量方法的有效性以及次諧波幅度隨過壓變化響應(yīng)的瞬態(tài)特征。

總之，超聲激勵次諧波已在超聲成像和器官層面的血壓測量方面展現(xiàn)出廣闊的應(yīng)用前景。本文理論上研究了不同調(diào)頻激勵條件下，微氣泡群產(chǎn)生的次諧波與過壓的依賴性關(guān)系。通過3.5 MHz的中心頻率、0.4 MHz的帶寬、32個循環(huán)的調(diào)頻激勵與單一頻率的正弦波激勵的比較，結(jié)果表明調(diào)頻波可以提高次諧波的幅度，提高過壓測量的敏感度。此外，為優(yōu)化調(diào)頻激勵，可通過適當(dāng)?shù)卦龃笳{(diào)頻信號的頻帶寬度或調(diào)頻時間，以增大次諧波對過壓的敏感程度。因此，隨著動力學(xué)模型的完善和更穩(wěn)定的微氣泡制作，調(diào)頻信號激勵產(chǎn)生次諧波很有可能成為一種更為準(zhǔn)確、無侵害性的血壓測量手段。

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Sub-harmonic response from microbubble population under ultrasound chirp excitation

LYU Daowen1*，ZHANG Dong2，GU Yuyang2，ZHANG Yongjun1，OUYANG Jun1
（1.Department of Public Course，Bengbu Medical College，Bengbu 233000，China；2.Key Laboratory of Modern Acoustics of Ministry of Education，Institute of Acoustics，Nanjing University，Nanjing 210093，China）

ObjectiveTo investigate the effectiveness of noninvasive blood pressure measurement by detecting the sub-harmonic response excited by chirp ultrasound scattered from microbubbles.MethodsThe dependence of sub-harmonic response respectively on exciting acoustic pressure and ambient pressure while utilizing chirp excitation was investigated，and comparisons were made between the results of chirp and traditional sinuous pulse.Then，in order to optimize the parameters of chirp signal，the effect of chirp bandwidth and pulse length on the variation sub-harmonic component were discussed.ResultsAs a superior excitation，chirp ultrasound greatly enhanced the amplitude of sub-harmonic component of 5—10 dB and its sensitivity of 3.4 dB to the ambient pressure.ConclusionIn order to optimize the sensitivity of pressure measurement by chirp excitation，a wider frequency range and a longer pulse length can be utilized to increase the reduction when ambient pressure increases

Ultrasonography；Contrast media；Blood pressure

R445.1；R443.5

A

1672-8475（2016）08-0505-05

10.13929/j.1672-8475.2016.08.013

蚌埠醫(yī)學(xué)院自然科學(xué)基金重點(diǎn)項(xiàng)目（BYKY201410ZD）。

呂道文（1975—），男，安徽蚌埠人，碩士，講師。研究方向：生物醫(yī)學(xué)超聲。

呂道文，蚌埠醫(yī)學(xué)院公共課程部，233000。

E-mail：ldaowen2063@163.com

2016-03-25

2016-05-10