Summary
Detta protokoll visar hur man applicerar ultrasnabb ultraljud Doppler imaging för att kvantifiera blodflöden. Efter ett 1 s långt förvärv har experimenteraren tillgång till en film med hela synfältet med axiella hastighetsvärden för varje pixel varje ≈0,3 ms (beroende på ultraljudstiden för flygningen).
Abstract
Den pulsade Doppler effekten är den viktigaste tekniken som används i klinisk echography för att bedöma blodflödet. Tillämpas med konventionella fokuserade ultraljud Doppler lägen, det har flera gränser. För det första behövs en finjusterad signalfiltreringsoperation för att skilja blodflöden från omgivande rörliga vävnader. För det andra måste operatören välja mellan att lokalisera blodflödena eller kvantifiera dem. Under de senaste två decennierna har ultraljud imaging genomgått ett paradigmskifte med uppkomsten av ultrasnabb ultraljud med ofokuserade vågor. Förutom en hundrafaldig ökning av framerate (upp till 10000 Hz) bryter denna nya teknik också den konventionella kvantifieringen / lokaliseringsavskjutningen och erbjuder en fullständig blodflödeskartläggning av synfältet och en samtidig tillgång till finhastighetsmätningar på enpixelnivå (ner till 50 μm). Denna datakontinuitet i både rumsliga och tidsmässiga dimensioner förbättrar starkt vävnads-/blodfiltreringsprocessen, vilket resulterar i en ökad känslighet för små blodflödeshastigheter (ner till 1 mm/s). I detta metoddokument strävar vi efter att introducera begreppet ultrasnabb Doppler samt dess huvudparametrar. För det första sammanfattar vi de fysiska principerna för ofokuserad vågavbildning. Sedan presenterar vi Doppler-signalbehandlingens huvudsteg. Särskilt förklarar vi den praktiska implementeringen av kritiska vävnad/ blodflödesseparationsalgoritmer och om extraktion av hastigheter från dessa filtrerade data. Denna teoretiska beskrivning kompletteras med in vitro-upplevelser. En vävnadsfantom som bäddar in en kanal med flödande blod-härma vätska avbildas med ett forskningsprogrammabelt ultraljudssystem. En blodflödesbild erhålls och flödesegenskaperna visas för flera pixlar i kanalen. Slutligen föreslås en översyn av in vivo-applikationer, som visar exempel i flera organ som halspulsåder, njure, sköldkörtel, hjärna och hjärta.
Introduction
Ultraljud imaging är en av de vanligaste bildframställning tekniker i klinisk praxis och forskningsverksamhet. Kombinationen av ultraljud våg utsläpp i de biologiska vävnaderna följt av registrering av backscattered ekon möjliggör återuppbyggnaden av anatomiska bilder, det så kallade "B-Mode". Denna metod är perfekt anpassad för mjukvävnadsavbildning, såsom biologiska vävnader, som vanligtvis tillåter penetration av ultraljud över flera centimeter, med en förökningshastighet på ≈1540 m/s. Beroende på ultraljudssondens mittfrekvens erhålls bilder med en upplösning från 30 μm till 1 mm. Dessutom är det välkänt att rörelsen hos en akustisk källa påverkar de fysiska egenskaperna hos de tillhörande vågorna. Särskilt länken mellan frekvensförskjutningarna av en våg i förhållande till källans hastighet beskrivs som Dopplereffekten1, vars enklaste manifestation är den föränderliga sirenens tonhöjd hos en rörlig ambulans. Ultraljud imaging har länge använt denna fysiska effekt för att observera de rörliga rödablodkropparna 2, och det föreslår en mängd olika bildframställning lägen som vanligtvis kallas "Doppler imaging". Dessa lägen möjliggör bedömning av blodflöden i mycket olika tillämpningar och organ, såsom hjärna, hjärta, njure eller perifera artärer.
Anmärkningsvärt nog förlitar sig de flesta av de nuvarande tillgängliga ultraljudssystemen på samma teknik, kallad konventionell ultraljud. De underliggande principerna är följande: en akustisk stråle insonifierar synfältet och sveps längs ultraljudsgivarens bländare. För varje position på strålen registreras ekarna och omvandlas till en linje i den slutliga bilden. Genom att gradvis flytta strålen längs givaren kan hela synfältet avbildas linje per linje(bild 1, vänster panel). Denna strategi var väl anpassad till de elektriska begränsningar och datorkraft som rådde fram till början av 2000-talet. Ändå har det flera nackdelar. Bland dessa är den slutliga frameraten begränsad till några hundra bilder per sekund av strålskanningsprocessen. När det gäller blodflödet påverkar detta relativt låga framerate de maximala flödeshastigheter som kan detekteras, vilket dikteras av provtagningskriterierna för Shannon-Nyquist3. Dessutom måste konventionella Doppler hantera en komplex kompromiss. För att bedöma blodflödeshastigheten i en viss region av intresse (ROI) måste flera ekon som kommer från denna ROI registreras successivt. Detta innebär att ultraljudsstrålen tillfälligt bibehålls i ett fast läge. Ju längre ekoensemblen är, desto bättre blir hastighetsuppskattningen för den avkastningen. Men för att skapa en fullständig bild av synfältet måste strålen skanna mediet. Därför kan man känna konflikten mellan dessa två begränsningar: hålla strålen för att exakt bedöma hastigheten längs en linje eller flytta strålen för att producera en bild. De olika konventionella Doppler-lägena (dvs. Color Doppler eller Pulse Wave Doppler) återspeglar direkt denna kompromiss. Vanligtvis producerar Color Doppler en flödeskarta med låg återgivning som används för att lokaliserafartygen 4, och Pulse Wave Doppler används sedan för att exakt kvantifiera flödet i ett tidigare identifierat kärl5.
Dessa två begränsningar (låg framerate och lokalisering /kvantifiering kompromiss) övervinns med mycket hög framerate framväxande tekniker. Bland dessa kan den syntetiska bländarennärma sig 6 eller multiline överföringstekniken citeras7. I denna studie fokuserar vi på den så kallade Ultrafast ultraljudsmetoden. Introducerad förtvå decennier sedan 8,9,10, denna metod förlitar sig också på utsläpp / mottagning av ultraljud, men med ett radikalt annorlunda mönster. I stället för att använda en skanningsfokuserad stråle använder ultrasnabb avbildning planvåg eller divergerande vågor, som kan insonera synfältet med ett enda utsläpp. Efter detta enda utsläpp kan den tillhörande elektroniken också ta emot och bearbeta det enorma antalet ekon som härrör från hela synfältet. I slutet kan en bild rekonstrueras från ett enda utsläpps-/mottagningsmönster11 (Bild 1, höger panel). Dessa ofokuserade utsläpp kan ha ett lågt signal-till-brusförhållande (SNR) på grund av spridningen av den akustiska energin. Detta kan hanteras genom att avge flera betitlade planvågor (eller divergerande vågor med olika källor) och genom att lägga till de resulterande bilderna. Denna metod kallas "sammanhängande sammansättning"12. Två stora konsekvenser uppstår. För det första beror framerate bara på ultraljudstiden för flygning och kan nå typiska värden från 1 till 10 kHz. För det andra säkerställer detta datakontinuitet i både rumsliga och tidsmässiga dimensioner, även kallad spatiotemporal koherens. Den konventionella lokaliseringen/kvantifieringsaviseringen bryts därmed. Denna kombination av en hög framerate och spatiotemporal koherens har en enorm inverkan på förmågan att upptäcka blodflöden med ultraljud. Jämfört med konventionell ultraljud ger ultrasnabb ultraljud fullständig karakterisering av blodflödet3. Praktiskt taget har användaren tillgång till hastighetstidskursen i varje pixel i bilden, under hela anskaffningstiden (vanligtvis ≈1 s), med en tidsskala som ges av bildhastigheten (vanligtvis en framerate på 5 kHz för en temporal upplösning på 200 μs). Denna höga framerate gör metoden lämplig för ett brett användningsområde som snabbt flöde i rörliga organ som hjärtkammare13 eller hjärtmuskeln med kranskärlens mikroperfusion14. Dessutom har det visat sig att dess spatiotemporala koherens starkt förbättrar dess förmåga att separera långsamt blodflöde från bakgrundsrörande vävnader, vilket ökar känsligheten för mikrovaskulärtflöde 15. Denna kapacitet ger tillgång till hjärnans mikrovaskulatur hos både djur16 och människor17.
Därför är ultrasnabbt ultraljud väl lämpat för bildblodflöde i en mängd olika situationer. Det är begränsat till mjuka biologiska vävnader och kommer att påverkas starkt av närvaron av hårda gränssnitt som ben eller gashålighet som lungan. Justeringen av ultraljudssekvensens fysiska parametrar gör det möjligt att studera både långsamt (ner till 1 mm/s11,16) och snabba flöden (upp till flera m/s). Det finns en kompromiss mellan den rumsliga upplösningen och penetrationsdjupet. Vanligtvis kan en upplösning på 50 μm uppnås på bekostnad av en penetration runt 5 mm. Omvänt kan penetrationen förlängas till 15-20 cm på bekostnad av en upplösning på 1 mm. Det är värt att notera att de flesta ultrasnabba skannrar som den som används i den här artikeln bara ger 2D-bilder.
Här föreslår vi ett enkelt protokoll för att introducera begreppet Ultrafast Doppler imaging, med hjälp av en programmerbar forskning ultraljudsskanner och Doppler fantom härma ett kärl (artär eller ven) inbäddad i biologisk vävnad.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Doppler phantom förberedelse setup (Figur 2A)
- Anslut den peristaltiska pumpen, blodhämtande vätskebehållaren, pulsdämparen och Dopplerflödesfantomen med plaströren.
- Välj kanalen med en diameter på 4 mm.
- Programmera pumpen att mata ut 720 ml/min vätska i 0,3 s och sedan mata ut 50 ml/min i 0,7 s för att efterlikna hjärtfaserna systole respektive diastole
- Kör pumpen och skaka försiktigt rören för att driva ut potentiella luftbubblor.
OBS: Operatören kan välja en annan kanaldiameter och olika pumphastighet men måste se till att ultraljudssekvensen är tillräckligt snabb för att få de snabbaste flödeshastigheterna. Eq. 3 som presenteras senare kan hjälpa till att utforma sekvensen.
2. Ultrasnabb ultraljudsskannerinställning (Bild 2A)
- Anslut den ultrasnabba forskningsskannern till värddatorn med PCI-expresslänken.
- Byt transduktorns adapter på ultraljudsskannern så att den matchar sondens kontakt och anslut sedan sonden.
- Kör Matlab och aktivera ultraljudsskannerlicensen.
OBS: Detta avsnitt och följande antar implicit användningen av ett Verasonics Vantage-system.
3. Ultraljud sekvens programmering
- Med hjälp av exempelskripten utformar du en konventionell fokuserad "B-mode" (dvs. echografi) sekvens som kommer att användas för sondpositionering.
- Ställ in bilddjupet på 50 mm.
- Ställ in brännvidden på 35 mm.
- Designa en ultrasnabb ultraljudssekvens med hjälp av exempelskripten.
- Ställ in bilddjupet på 50 mm.
- Program 3 lutade planvågor vid [-3,0,3] grad.
- Ställ in pulsrepetitionsfrekvensen (PRF) på 12 kHz.
- Använd 4 halvcykler för ultraljudsvågformen, med en mittfrekvens beroende på vilken sond som används. En mittfrekvens på 5,2 MHz antas här.
- Ange den totala varaktigheten till 1 s.
4. Sondpositionering och datainsamling
- Applicera ultraljudsgel på sondens lins.
- Placera sonden på fantomen och starta ultraljudssekvensen I B-läge.
- Leta reda på kanalen av intresse. Vätskan verkar mörkare än den omgivande vävnaden. Placera sonden i longitudinell vy.
- Underhåll sonden manuellt i intresseposition.
- Avsluta B-Mode-sekvensen och starta det ultrasnabba sekvensförvärvsskriptet.
5. Bildrekonstruktion (Figur 2B)
- När sekvensen är över sparar du rådata (kallas även radiofrekvensdata, "RF").
- Starta bildrekonstruktionsskriptet med hjälp av ultraljudssystemets standardprogramvara. I slutet av processen bör IQ-datamatrisen skapas.
OBS: Ultraljudsekon registreras på varje del av sonden och för varje utsläpp/mottagning och lagras sedan i RF-datamatrisen. Bildrekonstruktionen tillämpade lämplig fördröjningslag på varje kanal och resulterar i den så kallade "IQ" (In-Phase/Quadrature) matrisen. Den komplexa IQ-matrisen har tre dimensioner: två för utrymme (bilddjup och bredd) och en för tid
6. Filtrering av skräp(figur 2C)
OBS: För steg 6-7, se Matlab-skriptet i det kompletterande materialet.
- Omforma IQ-matrisen 3D (space x space x time) till en Casorati-matris med namnet IQr (space x time).
- Beräkna singularvärdets nedbrytning15 av IQr (Eq. 1).
Eq. 1 - Beräkna den rumsliga likhetsmatrisen C med hjälp av de rumsliga singularvektorerna U enligt beskrivningen i Baranger et al.18 (II, D) och identifiera blodsubrymdens gränser N.
- Använd den här cutoff N för att filtrera IQ-data enligt beskrivningen i Demene et al.15 (II,C).
Eq. 17. Flödesvisualiserings- och hastighetsmätningar(figur 2C)
- Beräkna effekt Doppler map PD genom att integrera kuvertet för de filtrerade data IQt längs den temporala dimensionen (Eq. 2). 3D-koordinaterna z, x och t är djupet, bredden och temporaldimensionen, nt och är antalet infångade ramar.
Eq. 2 - Visa PD-kartan i logaritmskala. Om du vill ange det dynamiska området beräknar du medel PD i en region utanför kanalen och använder det här värdet i dB som den nedre gränsen för det dynamiska området. Ett typiskt dynamiskt intervall är [-30, 0] dB.
- Definiera ett cirkulärt intresseområde (ROI) på bilden som innehåller 1 till 30 bildpunkter.
- Medelvärdet av IQf-signalen över pixlarna i den AVKASTNINGEN, för att få en vektor med
nt-tidspunkter. - Beräkna och visa Dopplerspektrogrammet
i , med hjälp av den kvadratiska storleken på Short-Time Fourier Transform (STFT).- Ställ in STFT-fönstret på ett 60-exempels Hann-fönster.
- Ställ in STFT-överlappningen på 90 % av fönsterlängden.
- Överlägg mittfrekvensen vid varje tidpunkt för spektrogrammet.
- Omvandla frekvens f-värdena till blodaxiella hastigheter vz med hjälp av Dopplerformeln (Eq. 3). c0 är ljudets hastighet i mediet och fTW mittfrekvensen för den överförda ultraljudsvågformen (här 5,2 MHz).
Eq. 3
Eq. 2
nt-tidspunkter.
i , med hjälp av den kvadratiska storleken på Short-Time Fourier Transform (STFT).
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Kvaliteten på förvärvet och efterbehandlingen bedöms först genom okulärbesiktning. Kanalens form måste vara tydligt synlig i kraften Doppler-bilden, och vävnadsområdet måste verka mörkt. Om strömdopplersignalen inte är begränsad till kanalen kan det innebära att antingen skräpfiltersteget gick fel (SVD-tröskeln är för låg) eller sonden upplevde en stark rörelse under förvärvet.
Efter visuell inspektion kan studien av spektrogrammet inuti kanalen ge bra information om experimentens framgång eller misslyckande. Spektrogrammet ska vara ensidigt (alla värden över eller under nollor). Om spektrogrammet är dubbelsidigt finns alias. I så fall är antingen flödet för snabbt eller PRF är för lågt.
Om dessa kvalitetskriterier är uppfyllda kan blodhastigheterna extraheras från alla ROI i bilden (figur 2C). Genom att justera storleken på ROI kan mer eller mindre medelvärdet av signalerna. Hastighetstiden för en given ROI kan sedan användas för flera analyser såsom beräkning av resistivitetsindex19, väggskjuvspänningsuppskattning20, reaktiv hyperemi kvantifiering14 och mycket mer21,22.
Figur 3A-D visar införlivandet av detta protokoll i olika in vivo-program. I synnerhet uppvisar det nyfödda hjärnförvärvet (figur 3B) kärl med mycket olika flödesegenskaper, från små när venuler och artärer till den stora pericallosala artären. Figur 3D illustrerar ultrasnabb Dopplers förmåga att extrahera blodflödessignal i ett starkt rörligt organ som myokardiet.
Figur 1: Konventionell och ultrasnabb ultraljudsavbildning. Förklaring: (Vänster) Konventionell avbildning med fokuserad emission. -Jag har inte tid med det här. Ultrasnabb avbildning med flygplansvågsemission. (anpassad från Villemain et al.22). Klicka här om du vill visa en större version av den här figuren.
Bild 2: Ultrasnabbt arbetsflöde för Dopplerprotokollet. (A) Experimentell installation inklusive den ultrasnabba skannern och Dopplerflödesfantomen. Den streckade rektangeln på fantomen indikerar ultraljudsgivarens fotavtryck. (B) Automatiserad datainsamlingskedja och efterbehandling som utlöses av en enkel knapptryck på användaren. C) (Överst) Extraktion av blodflödessignal och undertryckande av bakgrundsljudet i vävnaden ("rörigt filter") och visning av blodspektrogrammet i någon ROI inom synfältet. - Jag har inte tid med det här. Spektrogram som visar blodhastighetsfördelningen i AVKASTNINGEN vid olika tidpunkter. Medelhastigheten i ROI spåras i streckad grön. Klicka här om du vill visa en större version av den här figuren.
Bild 3: Power Doppler-bilder. Ultrasnabba Dopplerförvärv på flera organ. (A)Vuxen transplanterad njure,(B)Sagittal syn på en human hos hjärna,(C)Vuxen sköldkörtel,(D) Intramural koronar vaskulatur i öppna bröst svin experiment, (E) 3D riktningskraft Doppler av halsartären och halsvenen hos en frisk volontär (blå = fallande flöde, röd = stigande flöde). Flera spektrogram extraheras för olika ROI. (A-C är anpassade från Baranger et al.18, D är anpassad från Maresca et al.14, E är anpassad från Provost et al.23). För varje förvärv justerades mittfrekvensen, antalet vinklar, PRF och maximalt djup beroende på situationen. Det dynamiska området för panel A, B och C är -27, -35 respektive -30 dB. Det fanns inte för panel D och E. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Kompletterande material. Klicka här för att ladda ner dessa filer.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Flera variationer är möjliga runt huvudramen i detta protokoll.
Problem med hårdvara
Om användaren levererar sin anpassade värddator måste moderkortet och datorns fodral ha en tillgänglig PCI-expressplats. Processorn måste också ha tillräckligt med PCIe-körfält för att hantera alla enheter.
Val av sond
Ultraljudssonden (även kallad givare) väljs enligt den rumsliga upplösning som behövs och till geometrin i synfältet. Ju högre sondens mittfrekvens är, desto bättre rumslig upplösning men desto kortare bilddjup. Linjära, böjda eller fasade matrissonder ger synfält för respektive rektangulära, cirkulära sektors- och plana sektorformer.
Vinkelberoende
Ultrasnabba Doppler delar samma begränsning som konventionella Doppler när det gäller beroendet av blodflödesvinkeln. Faktum är att den underliggande Doppler-effekten endast tillåter detektering av rörelse i axiell riktning, vilket betyder mot sondytan eller bort från sonden. Därför mäts bara de axiella komponenterna i blodspridarna hastighetsvektorer faktiskt. Den verkliga hastigheten kan återställas genom att manuellt ange blodflödets lokala vinkel med den vertikala axeln, men denna vinkel kan inte alltid bedömas korrekt. I ett extremt fall där flödet är perfekt orthogonalt mot den vertikala djupaxeln kan Dopplereffekten inte användas för att på ett tillförlitligt sätt mäta blodhastigheten. Mer avancerade tekniker kan mäta flera projektioner av hastighetsvektorerna på flera axlar och kan i slutändan rekonstruera den sanna hastighetsvektorn. Dessa vinkeloberoende metoder kallas vektorflödesavbildning8,9,10,24.
Aliasing
Protokollet som beskrivs i detta manuskript har flera begränsningar. För det första anges det i provtagningssatsen Shannon-Nyquist att den maximala mätbara frekvensen i den provtamplade signalen inte får överstiga hälften av bildhastigheten. Med 3 vinklar och en PRF på 12 kHz är bildhastigheten 4 kHz. Följaktligen kan vi härleda från Eq. 3 att den maximala detekterbara axiella hastigheten är 30 cm/s. Med tanke på kanalens vinkel i fantomen tillåter denna framerate detektering av flöde med hastigheter upp till 96 cm/s. Hastigheter över detta tröskelvärde visas alias i Dopplerspektrogrammet. För den presenterade installationen varierade topphastigheterna mellan 95 cm och 8 cm/s.
Optimering av övrig e-postfilter
Blodflödesvisualisering bygger starkt på förmågan att separera blodsignalerna från den långsamt rörliga vävnadsbakgrunden. Beroende på andningen eller sonografens handrörelse kan vävnaden röra sig med hastigheter som liknar långsamt blodflöde. Därför syftar det så kallade "röriga filtret" till att avbryta vävnadssignaler. Förmågan att upptäcka långsamma blodflöden beror bara på effektiviteten i detta röriga filterstadium. Det har visat sig att utnyttja spatiotemporal koherens av ultrafast ultraljud ökar starkt resultatet av dessa filter. Det unika värdenedbrytningsfiltret som beskrivs av Demene et al.15 används ofta. Optimering av denmetoden 18 eller mer komplexa algoritmer som högordning SVD25,huvudkomponentjakt26, oberoende komponentanalys27 eller annan lågrankad nedbrytning28 kan förbättra kvaliteten på de filtrerade data. Det är värt att nämna att i den presenterade in vitro-installationen är den enda källan till röra operatörens handrörelse. In vivo, många andra faktorer såsom andning och kranskärlens pulsatilitet kommer sannolikt att inducera röra som är mer dominerande. I dessa fall blir det avancerade SVD-filtret som beskrivs i detta protokoll av största vikt.
Tolkning av spektrogram
Spektrogram är det vanligaste verktyget för att studera blodflödesegenskaper i både konventionellt och ultrasnabbt Doppler ultraljud. För varje tidpunkt visar spektrogrammet i gråskala hastighetsfördelningen inuti den ansedda AVKASTNINGEN. Komplexa flöden som icke-laminära flöden kommer därför naturligt att bredda detta spektrum. Denna koppling mellan spektralvidgning och hastighetsfördelning är dock endast sann i viss utsträckning. Det har visats av flera studier att spektrogrambredden, även kalla spektralbredd, verkligen är kopplad till hastighetsfördelningen i ROI men också till flera geometriska parametrar i bildsystemet (matrisbredd, vinklar etc.29,30,31. Även om spektrogrammet för ett stadigt laminärt och homogent flöde bör vara en tunn, platt linje, visar det i praktiken en viss bredd som inte återspeglar hastighetsfördelningen, utan snarare bilduppställningens geometri. Denna potentiella fallgrop kan leda till felaktiga hastighetsmätningar. Det rekommenderas att överväga medelhastigheten inuti ROI (figur1C streckad grön linje) för att undvika dessa effekter32.
3D-förvärv
Det nuvarande protokollet realiserades med en vanlig linjär matrisgivare, vilket resulterade i 2D-bilder. Ändå kan 3D-förvärv utföras, antingen genom att mekaniskt skanna mediet med en motoriserad linjär sond16, eller genom att använda radkolonnmatriser33 eller matrismatriser34. Nackdelarna med dessa nya metoder är de höga datorkostnaderna och, för matrissonder, behovet av specifika skannrar. Ett exempel på 3D-förvärv visas i figur 3E.
Säkerhetsfrågor
De flesta av forskningen ultrasnabba ultraljud scanner är inte godkända för klinisk användning. Det är experimenterarens ansvar att följa de normer som råder i deras land, både när det gäller elektrisk säkerhet och akustisk produktion. För den senare måste FDA-standarderna35 och IEC 62127-1 International Standard36 övervägas.
Slutsats
I det här dokumentet har vi föreslagit ett standardprotokoll för att avbilda blodflödet med Ultrafast Doppler. Genom att öva på en kalibrerad flödesfantom kan operatören så småningom kontrollera noggrannheten i sina mätningar. Protokollet gör det möjligt för användaren att designa och utföra ett ultrasnabbt ultraljudsförvärv med hjälp av planvågsblandning. I slutändan beskrivs ett ramverk efter bearbetningen och ger det första verktyget för att visa blodflödesprofilen i någon region av intresse för bilden.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Ingen intressekonflikt
Acknowledgments
Vi vill tacka Shreya Shah för hennes korrekturläsning och råd.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Blood-mimicking fluid | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | 069DTF | |
| Doppler flow phantom | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | ATS523A | |
| Matlab | MathWorks, Natick, Massachusetts, United States | ||
| Peristaltic pump / Doppler flow pump | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | 769 | Include tubings and pulse dampener |
| Transducer adpter | Verasonics, Kirkland, Washington, USA | UTA 408-GE | |
| Ultrafast ultrasound research scanner | Verasonics, Kirkland, Washington, USA | Vantage 256 | |
| Ultrasound probe/transducer | GE Healthcare | GE 9L-D |
References
- Doppler, C. Ueber das farbige Licht der Doppelsterne und einiger anderer Gestirne des Himmels. , (2020).
- Bonnefous, O., Pesqué, P. Time domain formulation of pulse-Doppler ultrasound and blood velocity estimation by cross correlation. Ultrasonic Imaging. 8 (2), 73-85 (2004).
- Bercoff, J., et al. Ultrafast compound doppler imaging: Providing full blood flow characterization. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 58 (1), 134-147 (2011).
- Evans, D. H., Jensen, J. A., Nielsen, M. B.
- Nuffer, Z., Rupasov, A., Bekal, N., Murtha, J., Bhatt, S. Spectral Doppler ultrasound of peripheral arteries: a pictorial review. Clinical Imaging. 46, 91-97 (2017).
- Jensen, J. A., Nikolov, S. I., Gammelmark, K. L., Pedersen, M. H.
- Tong, L., Ramalli, A., Jasaityte, R., Tortoli, P., D'Hooge, J. Multi-transmit beam forming for fast cardiac imaging-experimental validation and in vivo application. IEEE Transactions on Medical Imaging. 33 (6), 1205-1219 (2014).
- Tanter, M., Bercoff, J., Sandrin, L., Fink, M. Ultrafast compound imaging for 2-D motion vector estimation: application to transient elastography. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 49 (10), 1363-1374 (2002).
- Udesen, J., et al. High frame-rate blood vector velocity imaging using plane waves: Simulations and preliminary experiments. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 55 (8), 1729-1743 (2008).
- Hansen, K. L., Udesen, J., Gran, F., Jensen, J. A., Bachmann Nielsen, M. In-vivo examples of flow patterns with the fast vector velocity ultrasound method. Ultraschall in der Medizin. 30 (5), Stuttgart, Germany. 471-477 (2009).
- Tanter, M., Fink, M.
- Montaldo, G., Tanter, M., Bercoff, J., Benech, N., Fink, M. Coherent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 56 (3), 489-506 (2009).
- Papadacci, C., Pernot, M., Couade, M., Fink, M., Tanter, M.
- Maresca, D., et al. Noninvasive Imaging of the Coronary Vasculature Using Ultrafast Ultrasound. JACC: Cardiovascular Imaging. 11 (6), 798-808 (2018).
- Demené, C., et al. Spatiotemporal Clutter Filtering of Ultrafast Ultrasound Data Highly Increases Doppler and fUltrasound Sensitivity. IEEE Transactions on Medical Imaging. 34 (11), 2271-2285 (2015).
- Demené, C., et al. 4D microvascular imaging based on ultrafast Doppler tomography. NeuroImage. 127, 472-483 (2016).
- Demené, C., et al. Ultrafast Doppler reveals the mapping of cerebral vascular resistivity in neonates. Journal of Cerebral Blood Flow and Metabolism. 34 (6), 1009-1017 (2014).
- Baranger, J., Arnal, B., Perren, F., Baud, O., Tanter, M., Demene, C. Adaptive Spatiotemporal SVD Clutter Filtering for Ultrafast Doppler Imaging Using Similarity of Spatial Singular Vectors. IEEE Transactions on Medical Imaging. 37 (7), 1574-1586 (2018).
- Demené, C., et al. Ultrafast Doppler Reveals the Mapping of Cerebral Vascular Resistivity in Neonates. Journal of Cerebral Blood Flow & Metabolism. 34 (6), 1009-1017 (2014).
- Goudot, G., et al. Wall Shear Stress Measurement by Ultrafast Vector Flow Imaging for Carotid Stenosis. Ultraschall in der Medizin - European Journal of Ultrasound. , (2019).
- Demené, C., Mairesse, J., Baranger, J., Tanter, M., Baud, O. Ultrafast Doppler for neonatal brain imaging. NeuroImage. 185, 851-856 (2019).
- Villemain, O., et al. Ultrafast Ultrasound Imaging in Pediatric and Adult Cardiology. JACC: Cardiovascular Imaging. , (2019).
- Provost, J., Papadacci, C., Demene, C., Gennisson, J. L., Tanter, M., Pernot, M. 3-D ultrafast doppler imaging applied to the noninvasive mapping of blood vessels in Vivo. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 62 (8), 1467-1472 (2015).
- Osmanski, B. F., Montaldo, G., Fink, M., Tanter, M. In vivo out-of-plane Doppler imaging based on ultrafast plane wave imaging. IEEE International Ultrasonics Symposium, IUS. 62 (4), 76-79 (2013).
- Kim, M. W., Zhu, Y., Hedhli, J., Dobrucki, L. W., Insana, M. F. Multi-dimensional Clutter Filter Optimization for Ultrasonic Perfusion Imaging. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 65 (11), 2020-2029 (2018).
- Chau, G., Li, Y. L., Jakovljevic, M., Dahl, J., Rodr, P. Wall Clutter Removal in Doppler Ultrasound using Principal Component Pursuit. , (2018).
- Tierney, J., Baker, J., Brown, D., Wilkes, D., Byram, B. Independent Component-Based Spatiotemporal Clutter Filtering for Slow Flow Ultrasound. IEEE Transactions on Medical Imaging. , 1-1 (2019).
- Zhang, N., Rivaz, H. Clutter Suppression in Ultrasound: Performance Evaluation and Review of Low-Rank and Sparse Matrix Decomposition Methods. BioMedical Engineering Online. 19, 37 (2020).
- Guidi, G., Licciardello, C., Falteri, S. Intrinsic spectral broadening (ISB) in ultrasound Doppler as a combination of transit time and local geometrical broadening. Ultrasound in Medicine and Biology. 26 (5), 853-862 (2000).
- Cloutier, G., Shung, K. K., Durand, L. G. Experimental Evaluation of Intrinsic and Nonstationary Ultrasonic Doppler Spectral Broadening in Steady and Pulsatile Flow Loop Models. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 40 (6), 786-795 (1993).
- Winkler, A. J., Wu, J. Correction of intrinsic spectral broadening errors in doppler peak velocity measurements made with phased sector and linear array transducers. Ultrasound in Medicine and Biology. 21 (8), 1029-1035 (1995).
- Osmanski, B. F., Bercoff, J., Montaldo, G., Loupas, T., Fink, M., Tanter, M. Cancellation of Doppler intrinsic spectral broadening using ultrafast Doppler imaging. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 61 (8), 1396-1408 (2014).
- Sauvage, J., et al. A large aperture row column addressed probe for in vivo 4D ultrafast doppler ultrasound imaging. Physics in Medicine and Biology. 63 (21), (2018).
- Correia, M., Provost, J., Tanter, M., Pernot, M. 4D ultrafast ultrasound flow imaging: in vivo quantification of arterial volumetric flow rate in a single heartbeat. Physics in Medicine and Biology. 61 (23), 48-61 (2016).
- Center for Devices and Radiological Health. FDA Information for Manufacturers Seeking Marketing Clearance of Diagnostic Ultrasound Systems and Transducers. Center for Devices and Radiological Health. , FDA-2017-D-5372 (2008).
- I, IEC. IEC 62127-1 - Measurement and characterization of medical ultrasonic fields up to 40 MHz. IEC. , 61010-61011 (2013).
