Векторное картирование кровотока (Vector Flow Mapping или VFM)

01.08.2019

Vector Flow Mapping – это технология визуализации кровотока и измерения его параметров в сердце и сосудах. Понимание гемодинамики должно улучшить качество диагностики, точность прогноза и оценку эффекта лечения при наличии патологии сердца.

Иллюстрация работы технологии на примере здорового сердца

Принцип работы векторного картирования кровотока

Автор: Кеиичи Итатани (Keiichi Itatani), отделение сердечно-сосудистой хирургии, лаборатория исследования сердечно-сосудистой визуализации, взрослый центр врождённых сердечных заболеваний, Университет Медицины Префектуры Киото (Kyoto Prefectural University of Medicine)

Векторное картирование позволяет на основе B-режима и цветового допплера представить кровоток в сердце и сосудах в виде векторов, отражающих направление и скорость потоков¹ (см. рисунок 1).

Рисунок 1. Векторное картирование кровотока

Обычный допплеровский режим предоставляет информацию о скорости потока по направлению луча (продольная составляющая вектора), но не может использоваться для измерения скоростей по другим направлениям. Для получения ортогональной (или поперечной) составляющей вектора и реализации функции VFM используется уравнение неразрывности потока в двухмерном срезе. Каждый вектор вычисляется для элементарного объёма малого размера с малыми потоками.

Рисунок 2. Вычисление скорости по VFM

Погрешность измерения скорости с помощью VFM была измерена на фантоме и составила не более 10% от значения, полученного в режиме цветового допплеровского картирования². В технологии реализована оценка точности измерения для выявления ошибок отображения векторной картины³.

Рассмотрим подробнее процесс вычисления поперечной компоненты вектора. В начале эхокардиографическое изображение разбивается на элементарные объёмы: представляется, что лучи, выходящие из датчика, пересекаются с некоторыми виртуальными концентрическими окружностями (см. рисунок 3). Для каждой клетки применяется уравнение неразрывности: приток и отток – с учётом продольных допплеровских составляющих – для каждой клетки равны. Первое значение скорости получается из скорости движения стенки сердца или сосуда в соседней клетке, вычисленной с помощью метода слежения за спеклами («speckle tracking») (см. рисунок 3 (1)). Затем, как показано на рисунке 3 (2), измеряются скорости притока и оттока для каждой клетки. Теперь, когда имеются данные о скоростях с трёх сторон, вычисляется скорость оставшегося поперечного направления.

Скорость для одного из двух ортогональных направлений в последующих клетках получается таким же образом (см. рисунок 3 (3)). В итоге, если могут быть вычислены значения для каждого элементарного объёма, получается полная картина распределения векторов кровотока.

Рисунок 3: Вычисление поперечных составляющих векторов с помощью принципа неразрывности потока

Подготовка к исследованию VFM и необходимые условия для корректной работы

При подготовке к исследованию в режиме векторного картирования кровотока необходимо руководствоваться следующими правилами:

Область интереса цветового допплера должна вмещать всю полость сердца;
Стенки камеры сердца или сосуда должны чётко визуализироваться во всей зоне интереса;
Частота Найквиста (или диапазон скоростей) должна быть выставлена таким образом, чтобы минимизировать наложение допплеровских частот (алайсинг);
Необходимо добиться как можно более высокой частоты кадров.

Рисунок 4. Выставление области интереса согласно принципам VFM

Функция автоматизированного оконтуривания полостей сердца для сокращения времени исследования

Автор: Сеиджи Ойама (Seiji Oyama), отдел здравоохранения Hitachi, Ltd.

Чтобы сэкономить время и упросить процедуру оконтуривания области интереса на трёхкамерном срезе, предложено устанавливать всего шесть точек, как указано на рисунке 5: три точки на кольце митрального клапана, одна точка на верхушке и по одной точке на приток и отток. После этого автоматизированный алгоритм оконтуривает остальные участки эндокарда левого желудочка и выставляет небольшие запасы в участках притока и оттока в каждом кадре. Автоматизация оконтуривания также работает на двухкамерных и четырёхкамерных срезах, в таком случае необходимо выставлять всего четыре точки: две – на кольцо митрального клапана, одну – на верхушку и одну – на приток.

Рисунок 5: Опорные точки в автоматическом режиме (сверху) и выставленные точки слежения (снизу)

Эта функция снижает нагрузку на врача, избавляя его от десяти или более дополнительных манипуляций, необходимых при работе вручную. При использовании автоматизации, выигрыш во времени подготовки к исследованию может составить до 70%.

Рисунок 6: Время необходимое для подготовки исследования

Интенсивность потока (Vorticity) и циркуляция (Circulation)

Под интенсивностью потока понимается направление и интенсивность вращающего движения векторов в центре турбулентности. Векторы скорости кровотока имеют продольные и поперечные составляющие, величины которых со временем изменяются по отношению к продольному и поперечному направлениям. К примеру, чтобы рассчитать интенсивность левостороннего потока, мы используем следующую формулу:

Интенсивность = (Поперечный прирост/убывание продольной скорости потока) – (Продольный прирост/убывание поперечной скорости потока)

Положительное значение означает возникновение интенсивного левостороннего потока (обозначается красным цветом), а отрицательное значение означает возникновение интенсивного правостороннего потока (обозначается синим цветом) (см. рисунок 7).

Рисунок 7. Картирование интенсивностей потока

Понятие «Циркуляция» отражает направление и интенсивность вращающего движения в пределах замкнутой области. Значение вычисляется путём суммирования всех скоростных компонент потока, входящих в область. Такая сумма теоретически соответствует сумме интенсивностей потоков в той же области.

Расход энергии в кровотоке (Energy loss)

Кровь является вязкой и из-за трения её элементов в турбулентных потоках выделятся тепловая энергия. Расход энергии в кровотоке принимается за энергию такого тепла¹. Степень расхода в турбулентных потоках высчитывается по разнице направлений векторов: расход энергии больше в участках с частыми и значительными сменами направлений соседних векторов и меньше в ламинарных потоках, больших организованных турбулентных потоках или неподвижных участках (см. рисунок 8).

В клинической практике большой расход энергии возникает в стенозированных участках сосудистых анастомозов или при стенозах клапанов сердца. К примеру, турбулентный поток, возникший вследствие клапанной регургитации, вызывает сильное возмущение векторов и, как следствие, высокий расход энергии.

Рисунок 8. Расход энергии в кровотоке

Визуализация внутрисердечного относительного давления

Автор: Томохико Танака (Tomohiko Tanaka), центральная исследовательская лаборатория Hitachi, Ltd.

При визуализации относительного давления (Relative Pressure Imaging или RPI) оценивается распределение скоростей в одном срезе. Для вычислений используется уравнение Навье-Стокса для несжимаемых жидкостей⁴.

На рисунке 9 показаны примеры такой визуализации. Здесь синим цветом обозначено низкое давление, а красным – высокое. Посредине среза установлена референтная точка. На рисунке 9 (а) показано, что в раннюю диастолу давление в верхушке левого желудочка сердца меньше, чем на митральном клапане – происходит наполнение. На рисунке 9 (б) показано формирование турбулентного потока в центре левого желудочка, происходящее с конца диастолы и до изоволюмического сокращения: давление в этом потоке снижается.

(a) Ранняя диастола

(b) Период с конца диастолы до изоволюмического сокращения

Рисунок 9. Визуализация относительного давления

Точность оценки относительного давления была подтверждена с помощью эксперимента на фантоме левого желудочка, в котором были установлены два датчика давления. На рисунке 10 (а) приведена диаграмма экспериментальной установки, а на рисунке 10 (б) представлена её фотография. Мы сравнили результаты исследования RPI с показаниями датчиков давления и величины оказались сопоставимы⁴. Однако, в период наполнения градиенты давлений у верхушки и в приносящем тракте были занижены примерно на 30%. Мы считаем, что в будущем точность может быть улучшена при увеличении частоты кадров. Дело в том, что при измерениях давления в цветовом M-режиме (CMM) с высоким временным разрешением как раз наблюдается зависимость результатов от частоты кадров (см. рисунок 11).

(а)

(б)

Рисунок 10. Экспериментальная установка

Рисунок 11. Зависимость результатов измерения давления от частоты кадров

Функции визуализации и анализа в режиме векторного картирования кровотока

Векторы
Каждый вектор показывает скорость и направление кровотока в камере сердца

Линии потоков (Stream Line)
Отображение потоков крови в камере сердца в виде касательных к векторам позволяет более наглядно увидеть зоны турбулентности

Турбулентности (Vorticity)
Цветовая визуализация турбулентных потоков: цвет обозначает направление потока, а яркость – его интенсивность

Расход энергии (Energy Loss)
Вследствие трения элементов крови в турбулентных потоках происходит расход энергии. Это явление визуализируется в специальном режиме: зоны с высоким расходом энергии картируются жёлтым цветом

Сдвиговая нагрузка на стенки (Wall Shear Stress)
Цветовое картирование сдвиговой нагрузки, оказываемой кровью на стенки. Участки с высокой нагрузкой обозначаются красным цветом

Относительное давление (Relative Pressure)
Визуализация относительных градиентов давления в камере сердца. Красный цвет обозначает зону высокого давления

Траектории (Pathline)
Здесь для визуализации потоков крови в сердце используется набор виртуальных частиц, положение которых меняется со временем

Фронт волны (Wave Front)
Виртуальные частицы используются для отображения фронта волны и анализа изменения его формы со временем

Векторное картирование кровотока в сосудах (VFM Vascular)
Отображение скоростей и направлений потоков крови в сосудах с помощью векторов. Возможна оценка сдвиговой нагрузки на стенки сосудов (Wall Shear Stress)

Измерение относительного давления (Relative Pressure)
Отображение в виде графика и измерение распределения разницы давлений по любой прямой в пределах камеры сердца

Автоматизированное измерение расхода энергии (Energy Loss)
Графическое представление и количественная оценка расхода энергии со временем в камере сердца

Автоматизированное измерение индекса турбулентности (Vortex Index)
Автоматическое распознавание и измерение площади и мощности турбулентности с использованием линий потоков

Авторы

Клинические случаи

Кеиичи Итатани (Keiichi Itatani), отделение сердечно-сосудистой хирургии, лаборатория исследования сердечно-сосудистой визуализации, взрослый центр врождённых сердечных заболеваний, Университет Медицины Префектуры Киото (Kyoto Prefectural University of Medicine)

Сеиджи Ойама (Seiji Oyama), отдел здравоохранения Hitachi, Ltd.

Томохико Танака (Tomohiko Tanaka), центральная исследовательская лаборатория Hitachi, Ltd.

Координатор

Сатоши Накатани (Satoshi Nakatani), отделение функциональной диагностический науки, отдел медицинских технологий и наук, магистратура медицины в университете Осаки (Osaka University)

Список литературы

Itatani K, Okada T, Uejima T, Tanaka T, Ono M, Miyaji K, Takenaka K. Intraventricular flow velocity vector visualization based on the continuity equation and measurements of vorticity and wall shear stress. Jpn J Appl Phys. 52 (2013) 07HF16
Asami R, Tanaka T, Kawabata KI, Hashiba K, Okada T, Nishiyama T. Accuracy and limitations of vector flow mapping: left ventricular phantom validation using stereo particle image velocimetory. J Echocardiogr. 2017 Jun; 15(2): 57-66
Tanaka T, Asami R, Kawabata KI, Hashiba K, Okada T, Nishiyama T. A posteriori accuracy estimation of ultrasonic vector-flow mapping (VFM). J Vis. 2017; 20(3): 607-623
Tomohiko T, Okada T, Nishiyama T, Seki Y, Relative pressure imaging in left ventricle using ultrasonic vector flow mapping, Jpn J Appl Phys. 56, 07JF26 (2017)