超聲次諧波輔助壓力估測技術的影響因素

張艷芬 鄭 帥 陳治光 程令剛 汪洪斌 李 睿 張雨康 張 巍 何 文*

(1. 首都醫科大學附屬北京天壇醫院超聲科,北京 100050;2. 南華大學衡陽醫學院附屬長沙中心醫院超聲診斷科,長沙 410007)

次諧波輔助壓力檢測(subharmonic-aided pressure estimation, SHAPE)是一種基于微氣泡非線性振蕩的壓力估測技術[1],在適當的環境壓力下,微氣泡會在驅動頻率的二分之一處產生次諧波信號[2-3],通過利用生長階段次諧波信號幅度無創估算靜水壓[4]。影響次諧波產生及信號強度的因素,和確定與壓力相關的次諧波信號范圍機械指數 (mechanical index,MI)范圍,均可能會影響SHAPE技術測壓的穩定性及準確性。因此,明確并定量分析SHAPE技術的影響因素,并確定臨床使用超聲造影劑進行SHAPE技術測壓時,最佳的造影劑濃度及流速,對臨床有效利用SHAPE技術進行無創壓力監測具有重要意義。

1 材料與方法

1.1 材料與設備

實驗裝置包括水槽(長95 cm、寬95 cm、高85 cm)、500 mL 0.9%(質量分數)氯化鈉注射液(以下簡稱生理鹽水)、帶流速控制閥輸液管(內徑3.5 m)(圖1)。

圖1 體外模擬實驗裝置示意圖Fig.1 Schematic diagram of the in vitro simulation experimental device

儀器設備: 帶有凸陣4C探頭的超聲掃描儀(Logic E20, GE Healthcare, Waukesha, WI,美國)。

超聲造影劑:示卓安(sonazoid,GE Healthcare, Oslo, Nor way,美國),氫化卵磷脂酰絲氨酸膜包裹的全氟丁烷氣體[直徑為(2.6±0.1)μm],生理鹽水。

1.2 操作方法

(1)不同濃度超聲造影劑微泡制備:sonazoid凍干粉1支16 μL全氟丁烷微球融入2 mL隨附注射用水,充分溶解后按sonazoid/生理鹽水:1.6 μL/100 mL、3.2 μL/100 mL、4.8 μL/100 mL、6.4 μL/100 mL配比,分別注入生理鹽水中充分搖勻,共使用10支sonazoid凍干粉,3 600個檢測點。

(2)實驗裝置搭建:將水槽裝滿水靜置1 h,將配置好的生理鹽水袋掛至輸液架(距水槽內輸液管5 cm處),輸液管固定在水下3 cm處,以圖像清晰為標準,在測試操作過程中,當輸液管在水下3 cm時,混響偽影的干擾較小。超聲掃描探頭置于輸液管上方水平面處,超聲掃描儀器調節二維總增益37,深度10 cm。

(3)滴注流速控制:利用輸液管控制閥,調節流速分別為2 mL/min、4 mL/min、6 mL/min、8 mL/min、10 mL/min,并在不同濃度及不同流速下分別進行次諧波幅度檢測。

(4)次諧波數據測量:所有測量都是在室溫(約25℃)下進行,超聲掃描儀傳輸頻率為4.5 MHz, MI范圍0.001～1.0,啟動Subharmonic模式,設備的次諧波發射頻率為2.5 MHz。在動態流動條件下,MI調至最低(0.001),并逐次增加0.02,直到1.0,每次動態圖像存儲10 s(圖2),并間隔60 s再進行下一次圖像的采集, 在采集圖像的過程中,持續對造影劑配置液充分搖勻,對每個動態圖像進行時間強度曲線(time-intensity curve, TIC)分析,獲得5個次諧波幅度,并記錄每個濃度及流速均按上述操作進行數值測量,從每個采集動態圖像中提取次諧波幅度值約3 600個。

圖2 超聲造影劑SHAPE曲線圖(A)和流動液體下微泡次諧波產生圖(B)Fig.2 SHAPE curve of ultrasonic contrast agent(A) and microbubble subharmonic generation diagram in flowing liquid(B) SHAPE:subharmonic-aided pressure estimation.

1.3 統計學方法

2 結果

2.1 次諧波幅度與MI散點圖總擬合線

Sonazoid凍干粉與生理鹽水配置液濃度分別為1.6 μL/100 mL、3.2 μL/100 mL、4.8 μL/100 mL、6.4 μL/100 mL,在不同流速下測定次諧波幅度,應用SPSS 22.0統計軟件繪制散點圖并添加總擬合線(圖3),在S形曲線中出現兩個明確的拐點:MI和次諧波幅度分別為(0.04,-61.94 dB)、(0.38,-10.06 dB),其中快速增長階段的次諧波幅度范圍-61.94～-12.82 dB。

圖3 Sonazoid微泡次諧波幅度與MI的散點圖及總擬合內插線圖Fig.3 The scatterplot and total fitting interpolation diagram of the harmonic amplitude and MI

2.2 不同MI、濃度及流速下,次諧波幅度的比較

相同流速及MI時,不同濃度下,次諧波幅度值最大相差:-10.0 dB;相同濃度及MI,不同流速時,次諧波幅度值最大相差:12.84 dB;相同濃度及流速時,不同MI最大差值:35.96 dB;不同濃度和流速下次諧波幅度差異有統計學意義(P<0.05)。

2.3 造影劑測壓的最佳濃度及流速

對造影劑不同濃度及不同流速間的次諧波幅度進行比較,擬合快速增長階段,次諧波的幅度與MI的線性相關(P<0.000)(表1)。

表1 快速增長階段不同濃度及流速下,次諧波幅度與MI的相關系數Tab.1 In the rapid growth stage, the correlation coefficients between the subharmonic amplitude and MI at different concentrations and flow rates

當濃度為3.2 μL/100 mL,流速為8 mL/min時,次諧波幅度與MI相關系數最大(圖4),次諧波幅度平均值:(-31.60±8.15)dB。

圖4 次諧波幅度與MI的散點圖總擬合線圖Fig.4 Scatterplot total fitting diagram of the amplitude of the subharmonics and MI

2.4 驗證線性模型的可靠性

殘差分析,評估線性模型的擬合曲線的可靠性:r2=0.922 04,標準誤(standard error)=1.223 67(圖5)。

2.5 快速增長階段:不同濃度及流速下,增加相同的MI時,次諧波幅度的增長情況

不同濃度及流速下,在增加相同的MI時,增長的次諧波幅度差異無統計學意義(P值均>0.05)(圖6),其中MI相差0.04時,次諧波增長幅度平均差值:(3.18±1.55)dB,95%可信區間:(2.80～3.56)dB。

圖6 不同濃度及流速下,MI相差0.04時,次諧波增長幅度平均差值的誤差圖Fig.6 Error diagram of average difference of subharmonic growth amplitude when MI difference is 0.04 at different concentrations and flow rates

2.6 在快速增長階段: MI逐步增加,次諧波幅度及其幅度變化情況

次諧波幅度與MI相關系數最大時(微泡配置液濃度為3.2 μL/100 mL,流速為8 mL/min),在快速增長階段,隨著機械指數的增加,次諧波幅度不斷增加,而增加的幅度逐漸減小,呈負相關(r=0.905),從9 dB降至0.31dB(圖7)。

圖7 微泡配置溶液在最優濃度和流速下的次諧波振幅變化差和MI的散點圖Fig.7 Scatter plot of subharmonic amplitude difference and MI of microbubble configuration solution at optimal concentration and flow rateMI: mechanical index.

3 討論

SHAPE技術需要通過利用超聲造影劑作為壓力傳感器[5],超聲造影劑微泡在超聲激發下可以激發出次諧波,次諧波幅度值隨著環境壓力的增加而線性降低[6]。Halldorsdottir等[7]研究測試了五種超聲造影劑(levovist、optison、definity、ZFX、sonazoid),發現sonazoid是次諧波壓力估測最敏感的造影劑。Hoeve等[8]研究表明,使用單分散的微氣泡可能有助于提高SHAPE的靈敏度。

SHAPE技術是在實現最小均方根差(root-mean-square difference,RMSD)的基礎上,得出隨時間變化的次諧波信號預測環境壓力,但獲得的壓力擬合曲線并沒有捕獲峰值壓力[4]。SHAPE擬合曲線無明確的拐點精確次諧波的快速增長階段,這使臨床應用SHAPE技術測壓時,與壓力相關的次諧波幅度范圍及MI范圍存在不確定性。

研究[9-12]表明SHAPE技術可無創估測門靜脈高壓、腫瘤組織間滲透壓、心腔內壓力、顱內壓力等。為了滿足臨床診斷的需要,需要進一步的研究來提高壓力敏感性。有研究[13]表明造影劑的次諧波產生受造影劑的幅值和濃度的影響,通過調節微泡的環境壓力靈敏度可以提高微泡的次諧波幅值。因此,定量分析與壓力相關的次諧波幅度范圍及MI范圍、超聲造影劑微泡濃度及滴注流速是至關重要的。

為了減少SHAPE技術的無效測壓及測壓誤差,有必要對與聲壓相關的MI范圍及次諧波幅度范圍,及超聲造影劑濃度及滴注流速進行定量分析。本文研究構建了一個動態流體的體外模擬實驗,在超聲波作用后,流體中的微氣泡振動的主要因素有:流體的黏性、流體的壓縮性、溫度效應、氣體成分、氣泡表面張力、氣泡的初始條件、約束界面邊界條件、邊界條件等,這些因素將極大地影響約束氣泡的運動形態。本文研究是在常溫且同一種造影劑微泡(氣體成分、氣泡表面張力、氣泡的初始條件均相同)的實驗條件下進行的,實驗中sonazoid微泡直徑(2.6±0.1)μm, 而流體管的內徑3.5 mm,微泡遠小于周圍流體的容積尺度,可以將流體簡化為無界流場,因此本文研究中的剛性管壁對微泡產生的壓力可忽略,可避免流體中微泡在超聲波作用后所引起的振動規律所致的干擾因素,對本研究結果的影響。

本文研究應用SPSS 22.0統計軟件擬合曲線出現了兩個明顯的拐點,MI和次諧波幅度分別為(0.04,-61.94dB)、(0.38,-10.06 dB),將整個曲線明確劃分為三個階段:發生階段、快速增長階段和飽和階段,這與Cheung等[14]的研究結果是一致。本文研究中快速增長階段MI 0.04至0.38,次諧波幅度由-61.94 dB增長到-12.82 dB,增長了49.12 dB,而Cheung等[14]和Sarkar等[15]的研究認為在次諧波的增長區域,在壓力范圍為130 KPa到320 KPa時,次諧波水平增加了68 dB,與文本研究的結果在趨勢上是一致的,但是在次諧波增長幅度的定量上存在差異,可能與次諧波快速增長區域點的確定上存在差異有關。本文研究中快速增長階段MI為0.04～0.38時次諧波散射的環境靈敏度最高,在此范圍內SHAPE技術測及次諧波幅度與環境壓力相關。

當靜水壓(0～186 mmHg,1 mmHg=0.133 KPa)增高時, 次諧波信號下降9.6 dB[15]。本文研究結果中,相同流速及MI時,不同濃度下,次諧波幅度值最大相差10.0 dB;相同濃度及MI,不同流速時,次諧波幅度值最大相差12.84 dB;相同濃度及流速時,不同MI最大差值35.96 dB。超聲造影劑不同濃度、滴注流速及不同MI引起次諧波幅度的變化,而且在相同MI下,造影劑不同流速及濃度時次諧波幅度的差異有統計學意義,即不同流速下次諧波的幅度不同。驗證了不同MI范圍、次諧波幅度范圍、造影劑濃度及滴注流速,都會引起SHAPE技術測壓結果不同。

在次諧波幅度快速增長階段,次諧波幅值隨聲壓增大而迅速增大,且與環境靜水壓存在良好的相關性[15]。擬合次諧波幅度與MI的線性模型,確定最佳濃度為3.2 μL/100 mL,滴注流速為8 mL/min,隨著機械指數增加,次諧波幅度增加,二者呈正相關(r=0.973)。根據殘差分析評估線性模型是可靠的,即在濃度為3.2 μL/100 mL,滴注流速為8 mL/min時,利用超聲造影劑次諧波幅度估測靜水壓最好。

在不同濃度及流速下,增加相同的MI時,增長的次諧波幅度無統計學意義,即增加相同的MI時,增長的次諧波幅度值與濃度及滴注速度無關,這與Gupta等[16]的研究結果一致。Gupta等[16]認為次諧波信號的相對變化與紅細胞壓積與超聲造影劑濃度都無關。本文研究表明在快速增長階段超聲造影劑濃度及流速相同時,隨著MI的增加,次諧波幅度不斷增長,而增加的幅度逐漸減小,增加的幅度從9 dB降至0.31 dB。這可能隨著MI增加,超聲造影劑微泡被破壞,使次諧波的增長幅度逐漸降低有關。

本文研究仍存在一些局限性:①在持續滴注的過程中對流速的控制由人工進行,可能會存在偏差,在滴注過程可能會出現造影劑微泡分布不均,引起次諧波幅度變化差異。②生理鹽水和超聲造影劑配置液在管腔中流動的內壓及外壓環境穩定,而人體內血液系統及血壓存在波動,二者間存在差異,還需要進一步臨床應用驗證。

綜上所述,與聲壓相關的MI及次諧波幅度范圍,超聲造影劑濃度及流速對SHAPE技術有影響。當快速生長階段邊界發生變化時,在一定范圍內,微泡次諧波振幅的變化和聲壓之間存在一定的相關性。本文實驗中相關性最好的快速生長期邊界為MI在0.04～0.38范圍內。明確并量化這些影響因素,可提高SHAPE技術的準確性和有效性。本文研究為該技術的進一步臨床應用提供了理論依據。后續將進一步研究微泡在動物及人體內的環境壓。

利益沖突所有作者均聲明不存在利益沖突。

作者貢獻聲明張艷芬:實驗設計、數據分析、撰寫論文;鄭帥、陳治光、李睿:體模實驗搭建、數據收集;程令剛、汪洪斌:文獻調研、數據收集及整理;張雨康:實驗操作質量控制;張巍:提出研究思路,調整并修改論文;何文:總體把關,審定論文。