Abstract
Harmonic Motion Imaging för fokuserat ultraljud (HMIFU) är en teknik som kan utföra och övervaka högintensivt fokuserat ultraljud (HIFU) ablation. En oscillerande rörelse alstras vid fokus för en 93-elementet och 4,5 MHz centerfrekvens HIFU-omvandlare genom att applicera en 25 Hz amplitud-modulerad signal under användning av en funktionsgenerator. En 64-elementet och 2,5 MHz imaging omvandlare med 68kPa topptryck confocally placeras i centrum av HIFU givaren att förvärva radiofrekvens (RF) kanaldata. I detta protokoll är realtidsövervakning av värme ablation med användning av HIFU med en akustisk effekt 7 W på hund lever in vitro beskrivs. HIFU behandling appliceras på vävnaden under 2 min och avlägsnade regionen avbildas i realtid med hjälp av divergerande eller plan våg avbildning upp till 1000 bilder / sekund. Matrisen av kanaldata RF multipliceras med en gles matris för bildrekonstruktion. Den rekonstruerade synfält är 90 ° för divergerande wave och 20 mm för plan våg avbildning och data samlas vid 80 MHz. Ombyggnaden utförs på ett grafiskt Processing Unit (GPU) för att bilden i realtid på en 4,5 visningsbildhastighet. 1-D normaliserad korskorrelation av den rekonstruerade RF-data används för att uppskatta axiella förskjutningar i fokalområdet. Storleken av topp-till-topp-förskjutning vid bränn djupet minskar under den termiska ablation som betecknar förstyvning av vävnaden på grund av bildandet av en lesion. Förskjutningen signal-brusförhållande (SNR d) vid fokalområdet för plan våg var 1,4 gånger högre än för divergerande våg visar att plan våg avbildning tycks producera bättre förskjutning kartor kvalitet för HMIFU än divergerande våg avbildning.
Protocol
Detta protokoll godkändes av Institutional Animal Care och användning kommittén från Columbia University. All datainsamling och bearbetning utfördes med hjälp av Matlab miljön.
1. Experimentell Set-up
- Degas ett ex vivo hundleverprov under 90 min. Placera leverprov i en tank fylld med avgasad fosfatbuffrad lösning (fig 1). Fäst levern provet på en akustisk absorbator med nålar på extremiteterna i levern.
- Sätt i en 64-element, 0,32 mm delning, 2,5 MHz centerfrekvens infasade (imaging) genom ett cirkulärt hål som ligger i centrum av en 93-inslag halvsfärisk array HIFU givare (terapeutisk) på 4,5 MHz centerfrekvens, 70 mm skärpedjup och 1,7 mm x 0,4 mm brännvidd storlek 11. Rikta båda omvandlarna koaxiellt och fixa bild givaren i den terapeutiska givare med justeringsskruvar.
- Täck HIFU givaren med AVolym styrda polyuretanmembran fylld med strömmande avgasat vatten för att kyla ner. Montera givarenheten på en datorstyrd 3-D läges.
- Anslut HIFU givaren till en funktionsgenerator sänder en 25 Hz amplitudmodulerad sinusvågformen med 500 mV maximal amplitud. Anslut bild givaren till en fullt programmerbar ultraljudssystemet med hjälp av programmet Matlab.
Obs: En programvara som är associerade med ultraljudssystemet och använda Matlab miljön måste installeras på datorn som är ansluten till systemet. En 50 dB RF-förstärkare och en matchande nätverk bör placeras mellan HIFU givare och funktionsgeneratorn till respektive förstärka effekten och matcha impedansen. - Skapa en polär galler, med hjälp av Matlab, med början 50 mm från ytan av matrisen och 40 mm djupa i radiell riktning med en rumslig steg av 9,625 ^ m och av 90 ° i den azimutala riktningen med 128 linjer och som ursprung är focus av divergerande våg. Definiera källan till divergerande våg 10,24 mm (halv storlek av öppningen) bakom ytan av uppsättningen och centreras i sidoriktningen.
- Skapa en kartesisk galler, med hjälp av Matlab, med början 50 mm från ytan av matrisen och 40 mm djupa i den axiella riktningen med en rumslig steg av 9,625 ^ m och 20 mm bred i sidoriktningen med 64 linjer för plan våg. Definiera källan planvågen på ytan av matrisen. För varje rutnät, beräkna tiden från källan till varje punkt på gallret och tillbaka till varje element i gruppen.
- Ange "ReconMat_DW" för divergerande våg avbildning eller "ReconMat_PW" för plan våg avbildning i kommandofönstret Matlab och tryck "Enter" för att skapa en rekonstruktion matris i samband med en vanlig fördröjning och summa algoritm för varje galler. Applicera fördröjning och summa algoritm för varje vektor av schablonmässigt och hämta icke-nollor elements av den resulterande matrisen 11. Fördela de icke-noll element som erhållits från den resulterande matrisen till gles matris på motsvarande plats. Spara uppbyggnaden matrisen på datorns hårddisk.
Obs! Divergerande och plan våg metoder använder två olika återuppbyggnads matriser.- Kasta återuppbyggnaden matris till en GPU matris. Ange "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" för divergerande våg avbildning eller "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" för plan våg avbildning i kommando Matlab fönstret och tryck på "Enter" för att skapa en installationsfil för ultraljudskanal datainsamling med hjälp av skript i samband med fasarrayen och tillhandahålls av tillverkaren av ultraljudssystemet. Döp installationsfilen "P4-2Flash_DivergingWave.mat" för divergerande våg avbildning och "P4-2Flash_PlaneWave.mat" för plan våg avbildning.
Obs: En kommersiell mjukvara måste installeras på datorn to kasta återuppbyggnaden gles matris till en GPU matris.
- Kasta återuppbyggnaden matris till en GPU matris. Ange "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" för divergerande våg avbildning eller "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" för plan våg avbildning i kommando Matlab fönstret och tryck på "Enter" för att skapa en installationsfil för ultraljudskanal datainsamling med hjälp av skript i samband med fasarrayen och tillhandahålls av tillverkaren av ultraljudssystemet. Döp installationsfilen "P4-2Flash_DivergingWave.mat" för divergerande våg avbildning och "P4-2Flash_PlaneWave.mat" för plan våg avbildning.
- Synkronisera ultraljudssystemet med funktionsgeneratorn med hjälp av en extern utlösare, så att hög bildhastighet ultraljud datainsamling av levern börjar samtidigt som HIFU.
- Öppna Matlab. Kör installationsskriptet "SetUpP4_2Flash_4B.m" som tillhandahålls av ultraljudssystemet tillverkaren att använda B-mode scanning. Namnge skapade installationsfilen: "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Använd "VSX" kommandot och när "Namn på .mat filen till processen:" är du uppmanas att ange namnet på installationsfilen "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Flytta båda omvandlarna och använda B-mode display som dök upp på datorskärmen för att placera dem i målområdet i levern för att avlägsna. Target en region ungefär 1 cm under ytan av levern för att undvika höga ultraljudsdämpning beroende på absorption. Spara en konventionell B-modbild av levern på datorn.
Notera:Här har vi utfört HIFU ablationer på 11 olika platser i två leverprover genom att flytta givarna med 3-D läges för varje ablation.
2. Ultraljud Data Acquisition
- Öppna Matlab. Använd "VSX" kommandot och när "Namn på .mat filen till processen:" är du uppmanas att ange namnet på installationsfilen "P4-2Flash_DivergingWave.mat" för divergerande våg avbildning eller "P4-2Flash_PlaneWave.mat" för plan våg avbildning. Starta HIFU och tillämpa den under 2min till målområdet.
- Förvärva RF kanaldata på 1000 bildrutor per sekund under 2 minuter med hjälp av divergerande vågor. Alternativt, förvärva RF kanaldata på 1000 bildrutor per sekund under 2 min med hjälp av plana vågor.
- Överföra data till en värddator var 200 bilder via en PCI Express-kabel. Alternativt, för realtids streaming, förvärva RF kanaldata vid 167 bildrutor per sekund under 2 minuter med hjälp av plana vågor och transfer data till en värddator var 2 ramar.
Obs! Avbildningsmetoder med uppsättning av 200 ramar ger hög tidsupplösning inom varje uppsättning men skapar klyftor mellan varje set och är lämplig för off-line bearbetning. Den avbildningsmetod på 167 fps har en lägre tidsupplösning men skapar inte några luckor i hela ablation tid och är lämplig för realtids streaming. - Kasta RF-kanalen datamatrisen till en enkel precision GPU matris med Matlab. Multiplicera RF-kanaldatamatris av återuppbyggnadsmatrisen för att erhålla de rekonstruerade RF-data 11.
3. Förskjutning Imaging
- Skapa en 6: e ordningens Butterworth lågpassfilter vid 4 MHz gränsfrekvens med hjälp av DSP System Toolbox i Matlab. Tillämpa denna lågpassfilter för att de rekonstruerade RF-data för att filtrera bort 4,5 MHz HIFU komponent.
- Uppskatta axiell förskjutning mellan konsekutiva ramar med hjälp av en-D normaliserad korskorrelationmed en 3,1 mm-fönsterlängd och 90% överlappning.
- Skapa en 6: e ordningens Butterworth lågpassfilter på 100 Hz gränsfrekvens med hjälp av DSP System Toolbox i Matlab. Tillämpa denna lågpassfilter för att den temporala förskjutnings data med hjälp av Matlab för att hämta 50 Hz-oscillerande frekvenskomponent.
- Definiera ett område av intresse (ROI) som fokalområdet på -6 dB (1,7 x 0,4 mm i vatten) och ligger 70 mm bort från givarens yta. Extrahera förskjutnings data i denna ROI. Uppskatta förskjutnings signal-brusförhållandet (SNR d) i det fokala området efter 2 min av ablation som förhållandet mellan medel förskjutningen och standardavvikelsen för förskjutning i ROI.
- Extrahera 50 Hz tidsförskjutningssignalen i fokus från förskjutningsmatrisdata. Konvertera tidsförskjutningssignalen i fokus i hörbart ljud med hjälp av Matlab.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Real-time streaming av HMI förskjutning under HIFU ablation kan erhållas med användning av divergerande och plan våg avbildning. Figur 2 är en video skärmdump som visar realtidsvisning av akustisk strålningskraft inducerad förskjutning med hjälp av plan våg avbildning i in vitro hund lever under HIFU ablation . Förskjutningarna strömmas i realtid på datorskärmen på en display bildfrekvens på 4,5 Hz. Positiva förskjutningar visas i rött och negativa förskjutningar i blått. Lesioner framgångsrikt levereras med hjälp HIFU ablation. Figur 3 visar lesionen som erhölls i levern efter ablation som motsvarar fig 2.
Minskning av HMI topp negativ förskjutning amplitud under HIFU ablation kan avbildas med både divergerande och plan våg avbildning. Figur 4 visar HMI topp negativ förskjutning vid olika stadium av ablation med divergerande och planvågavbildning. Peak negativa förskjutningar visades både utan och med överlägg på B-läge för att se tydligare förskjutningsmönstret och visa målområdet i levern respektive. 50 Hz HMI förskjutning ljud som motsvarar ablation övervakas med plan våg (Figur 4C) införlivades till videon. Minskningen av HMI förskjutning amplitud på grund av ablation kan höras som ger en extra övervakningsverktyg. Figur 4 visar också att storleken på regionen exciteras av HIFU ökar under ablation. Figur 5A och 5B visar HMI förskjutningar på fokalområdet under ablation för divergerande och plan våg respektive. Minskningen i HMI förskjutning storlek är klart synliga både för divergerande och plan våg avbildning. Figur 6 visar förskjutningen minskningen topp-till-topp för alla målplatser i levern både divergerande (Figur 6A) och plan (figur 6B) våg avbildning. Förskjutningen Minskningen för plan våg topp-till-topp är inte signifikant för den som erhålls för divergerande våg.
Plan våg avbildning befanns ha en högre SNR d vid fokus än divergerande våg avbildning. Figur 7 visar SNR d i ROI för samtliga lesionen positioner i levern för divergerande (figur 7A) och planet (figur 7B) våg avbildning . Den genomsnittliga SNR d för planet var 1,7 gånger högre än för divergerande våg avbildning.
Figur 1. Försöks set-up. (A) Representation av HMIFU systemet. (B) Bild av försöksuppställningen.om / filer / ftp_upload / 53050 / 53050fig1large.jpg "target =" _ blank "> Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 2. Realtids HMI förskjutningar. Fånga skärmen på datorn och visar i realtid streaming av HMI förskjutningar med plan våg avbildning under HIFU ablation av en hund lever på 4,5 Hz display bildhastighet. Den vänstra sidopanelen visar de filtrerade HMI förskjutningar och den högra sidopanelen visar de filtrerade HMI förskjutningar överlagras på pre-ablation B-mode i levern. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 3. Lesion inducerad av HIFU. Bild på mitten tvärsnittet av en skada efter HIFU behandling. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 4. divergerande och plan våg avbildning av förskjutningar. Peak negativa HMI förskjutning avbildning under HIFU ablation av en hund lever använder divergerande våg utan B-mode overlay (A), med B-mode overlay (B), med hjälp av plan våg avbildning utan B-mode overlay (C) och B-mode overlay (D). 50 Hz HMI förskjutning ljud som motsvarar ablation övervakas med plan våg (Figur 4C) införlivades till videon. Phyra klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 5. HMI fokus förskjutning. HMI förskjutning på fokalområdet under HIFU ablation använder divergerande (A) och plan (B) våg avbildning. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 6. Peak-till-topp förskjutning minskning. Peak-till-topp förskjutning minskning på fokalområdet under HIFU ablation använder divergerande (A) och plan (B) våg avbildning. VänligenKlicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 7. Displacement signal-brusförhållande. Förskjutningen signal-brusförhållande i fokus för divergerande (A) och plan (B) våg avbildning för olika ablation position. Klicka här för att se en större version av denna siffra .
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Realtidsövervakning av HIFU lesioner är viktigt att säkerställa korrekt och effektiv skada leverans. När skadeformer stelnar vävnaden och dess rörelse amplitud enligt excitation minskar. Tillämpa HIFU i en region av vävnadsresulterar i en akustisk strålningskraft som inducerar vävnadsförskjutning. Den relativa förändringen av förskjutning är en surrogat av relativ förändring i vävnads styvhet. Denna teknik erbjuder fördelen att övervaka HIFU lesionen utan att stoppa behandlingen i motsats till andra ultraljudsbaserade metoder. Den temporala upplösningen av realtidsövervakning i denna studie (4,5 Hz) var högre än den som erhölls i MR-guidad HIFU ablation (1 Hz).
Snabb behandling av ultraljud RF-data är ett kritiskt steg för realtidsuppspelning av förskjutning. Återuppbyggnaden av bilden är den långsammaste steget i behandlingen. I detta protokoll, var hastigheten på bildrekonstruktion optimeras genom att få hela ramen using en enda operation. Denna operation består i att multiplicera kanaldata RF av en matris. Endast de icke-noll-elementen i matrisen tilldelades för att optimera beräkningstiden och den
multiplikation utfördes på en GPU. En snabb 1-D normaliserad korskorrelation metod användes för att uppskatta förskjutningar. Ett fönster överlappning av 80% möjliggör en god kompromiss mellan beräkningstiden och den axiella upplösningen av förskjutnings bilder.
Sändnings strålformning metod kan också påverka kvaliteten på förskjutningsbilden. SNR d befanns vara betydligt lägre för divergerande än för plan våg avbildning med ett tvåprovs t-test. Storleken av förskjutningen var också lägre för divergerande än för plan våg avbildning. Detta skulle kunna förklaras av det faktum att den axiella riktningen hos den divergerande våg inte är i linje med HIFU trålen i hela ROI grund av en skiljaktig typ av vågen ikontrast till plan våg. Den lägre topp-till-topp-förskjutning minskning hittades för skada # 3 för divergerande våg avbildning kan bero på närvaron av ett fartyg i mitten av skadan observerades efter grov patologi. Den lägre SNR d hittades för skada # 4 för plan våg avbildning kan vara på grund av närheten av fokus på ytan av levern. Det måste också noteras att dämpning på grund av geometrisk spridning i sidled inträffar för divergerande vågor och inte för plan våg som kan påverka kvaliteten på den rörelseuppskattning. Men när du använder samma ultraljudgivaren erbjuder divergerande våg avbildning en större synfält än plan våg avbildning som är av intresse att kontinuerligt avbilda största delen av regionen att avlägsna.
I detta protokoll var en fasstyrd grupp utnyttjas för att avbilda förskjutningarna så att endast en tvärsektion av den ablationsbehandlade regionen avbildas. En 2-D-systemomvandlare skulle kunna användas för att avbilda than hela volymen av den avlägsnade regionen. Ablation vid olika ställen i levern uppnåddes genom att förflytta omvandlaren i förhållande till levern. Strålstyrning kan utföras med HIFU sonden att rikta olika platser i regionen som skall behandlas för att möjliggöra mer korrekt inriktning. Förutom ovannämnda tekniska förbättringar, framtida riktningar omfattar kliniska översättningen av denna metod.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| P4-2 Phased array | ATL | ||
| H-178 HIFU transducer | Sonic Concepts | ||
| 3-D positioner | Velmex Inc. | ||
| AT33522A function generator | Agilent Technologies | ||
| V-1 ultrasound system | Verasonics | ||
| 3100L RF amplifier | ENI | ||
| Matching network | Sonic Concepts | ||
| Degasing system | Sonic Concepts | ||
| Programming software | Matlab | ||
| Jacket software package | Accelereyes |
References
- Al-Bataineh, O., Jenne, J., Huber, P. Clinical and future applications of high intensity focused ultrasound in cancer. Cancer Treat Rev. 38, 346-353 (2012).
- Dewhirst, M. W., Viglianti, B. L., Lora-Michiels, M., Hanson, M., Hoopes, P. J. Basic principles of thermal dosimetry and thermal thresholds for tissue damage from hyperthermia. Int J Hyperthermia. 19, 267-294 (2003).
- Napoli, A., et al. MR-guided high-intensity focused ultrasound: current status of an emerging technology. Cardiovasc Intervent Radiol. 36, 1190-1203 (2013).
- Gudur, M. S., Kumon, R. E., Zhou, Y., Deng, C. X. High-frequency rapid B-mode ultrasound imaging for real-time monitoring of lesion formation and gas body activity during high-intensity focused ultrasound ablation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 59, 1687-1699 (2012).
- Jensen, C. R., Cleveland, R. O., Coussios, C. C. Real-time temperature estimation and monitoring of HIFU ablation through a combined modeling and passive acoustic mapping approach. Phys Med Biol. 58, 5833-5850 (2013).
- Mariani, A., et al. Real time shear waves elastography monitoring of thermal ablation: in vivo evaluation in pig livers. J Surg Res. 188, 37-43 (2014).
- Bing, K. F., Rouze, N. C., Palmeri, M. L., Rotemberg, V. M., Nightingale, K. R. Combined ultrasonic thermal ablation with interleaved ARFI image monitoring using a single diagnostic curvilinear array: a feasibility study. Ultrason Imaging. 33, 217-232 (2011).
- Athanasiou, A., et al. Breast lesions: quantitative elastography with supersonic shear imaging--preliminary results., Radiology. 256, 297-303 (2010).
- Maleke, C., Konofagou, E. E. Harmonic motion imaging for focused ultrasound (HMIFU): a fully integrated technique for sonication and monitoring of thermal ablation in tissues. Phys Med Biol. 53, 1773-1793 (2008).
- Maleke, C., Konofagou, E. E. In vivo feasibility of real-time monitoring of focused ultrasound surgery (FUS) using harmonic motion imaging (HMI). IEEE Trans Biomed Eng. 57, 7-11 (2010).
- Hou, G. Y., et al. Sparse matrix beamforming and image reconstruction for 2-D HIFU monitoring using harmonic motion imaging for focused ultrasound (HMIFU) with in vitro validation. IEEE Trans Med Imaging. 33, 2107-2117 (2014).
