Summary
Dit protocol laat zien hoe u ultrasnelle echografie Doppler-beeldvorming toepast om bloedstromen te kwantificeren. Na een lange aanwinst van 1 s heeft de experimenteerder toegang tot een film van het volledige gezichtsveld met axiale snelheidswaarden voor elke pixel elke ≈0,3 ms (afhankelijk van de ultrasone tijd van de vlucht).
Abstract
Het pulsed-Doppler-effect is de belangrijkste techniek die in de klinische echografie wordt gebruikt om de bloedstroom te beoordelen. Toegepast met conventionele gerichte ultrasone Doppler-modi, heeft het verschillende limieten. Ten eerste is een fijn afgestemde signaalfiltering nodig om bloedstromen te onderscheiden van omringende bewegende weefsels. Ten tweede moet de operator kiezen tussen het lokaliseren van de bloedstromen of het kwantificeren ervan. In de afgelopen twee decennia heeft echografie een paradigmaverschuiving ondergaan met de opkomst van ultrasnelle echografie met behulp van ongeconcentreerde golven. Naast een honderdvoudige toename van de framerate (tot 10000 Hz), doorbreekt deze nieuwe techniek ook de conventionele quantificatie/lokalisatie-afweging, met een volledige bloedstroomtoewijzing van het gezichtsveld en een gelijktijdige toegang tot fijne snelhedenmetingen op het niveau van één pixel (tot 50 μm). Deze gegevenscontinuïteit in zowel ruimtelijke als temporele dimensies verbetert het weefsel/bloedfilterproces sterk, wat resulteert in een verhoogde gevoeligheid voor kleine doorbloedingssnelheden (tot 1 mm/s). In deze methodedocument willen we het concept van ultrasnelle Doppler en de belangrijkste parameters introduceren. Ten eerste vatten we de fysische principes van ongeconcentreerde golfbeeldvorming samen. Vervolgens presenteren we de belangrijkste stappen voor de verwerking van doppler-signalen. In het bijzonder leggen we de praktische implementatie uit van de kritieke weefsel/ bloedstroomscheidingsalgoritmen en over de extractie van snelheden uit deze gefilterde gegevens. Deze theoretische beschrijving wordt aangevuld met in vitro ervaringen. Een weefsel fantoom dat een kanaal insluit met stromende bloed-nabootsende vloeistof wordt in beeld gebracht met een onderzoek programmeerbaar ultrageluidssysteem. Er wordt een doorbloedingsbeeld verkregen en de stromingskenmerken worden gedurende enkele pixels in het kanaal weergegeven. Ten slotte wordt een herziening van in vivo toepassingen voorgesteld, met voorbeelden in verschillende organen zoals halsslagaders, nieren, schildklier, hersenen en hart.
Introduction
Echografie is een van de meest gebruikte beeldvormingstechnieken in de klinische praktijk en onderzoeksactiviteiten. De combinatie van ultrasone golfemissie in de biologische weefsels gevolgd door de registratie van de backscattered echo's maakt de reconstructie van anatomische beelden mogelijk, de zogenaamde "B-Mode". Deze methode is perfect aangepast voor weke delen beeldvorming, zoals biologische weefsels, die meestal de penetratie van echografie over enkele centimeters mogelijk maken, met een voortplantingssnelheid van ≈1540 m/s. Afhankelijk van de middenfrequentie van de echosonde worden beelden met een resolutie van 30 μm tot 1 mm verkregen. Bovendien is het algemeen bekend dat de beweging van een akoestische bron de fysieke kenmerken van de bijbehorende golven beïnvloedt. In het bijzonder wordt het verband tussen de frequentieverschuivingen van een golf ten opzichte van de snelheid van de bron beschreven als het Doppler-effect1, waarvan de eenvoudigste manifestatie de toonhoogte van de veranderende sirene van een bewegende ambulance is. Echografie heeft dit fysieke effect al lang gebruikt om de bewegende rode bloedcellen te observeren2, en het stelt een verscheidenheid aan beeldvormingsmodi voor die gewoonlijk "Doppler-beeldvorming" worden genoemd. Deze modi maken de beoordeling van bloedstromen in zeer verschillende toepassingen en organen mogelijk, zoals hersenen, hart, nieren of perifere slagaders.
Opmerkelijk is dat de meeste van de momenteel beschikbare echografiesystemen afhankelijk zijn van dezelfde technologie, aangeduid als conventionele echografie. De onderliggende principes zijn de volgende: een akoestische straal insoneert het gezichtsveld en wordt langs het diafragma van de ultrasone transducer geveegd. Voor elke positie van de bundel worden de echo's opgenomen en omgezet in een lijn van het uiteindelijke beeld. Door de balk geleidelijk langs de transducer te bewegen, kan het hele gezichtsveld line-per-line worden weergegeven(figuur 1,linkerpaneel). Deze strategie was goed aangepast aan de elektrische beperkingen en rekenkracht die tot het begin van de 21e eeuw heersten. Toch heeft het verschillende nadelen. Hiervan is de uiteindelijke framerate beperkt tot een paar honderd afbeeldingen per seconde door het beam scanning proces. In termen van bloedstroom beïnvloedt deze relatief lage framerate de maximale stroomsnelheden die kunnen worden gedetecteerd, wat wordt bepaald door de bemonsteringscriteria van Shannon-Nyquist3. Bovendien moet conventionele Doppler een complexe afweging aanpakken. Om de bloedstroomsnelheid in een bepaald interessegebied (ROI) te kunnen beoordelen, moeten achtereenvolgens verschillende echo's uit die ROI worden geregistreerd. Dit houdt in dat de ultrasone straal tijdelijk in een vaste positie wordt gehouden. Hoe langer het echo-ensemble, hoe beter de snelheidsschatting zal zijn voor die ROI. Om echter een volledig beeld van het gezichtsveld te produceren, moet de straal het medium scannen. Daarom kan men het conflict tussen deze twee beperkingen voelen: het vasthouden van de straal om de snelheid langs één lijn nauwkeurig te beoordelen, of het verplaatsen van de straal om een beeld te produceren. De verschillende conventionele Doppler-modi (d.w.z. Color Doppler of Pulse Wave Doppler) weerspiegelen direct deze afweging. Meestal produceert de Color Doppler een low-fidelity flow map die wordt gebruikt voor het lokaliseren van de vaten4, en de Pulse Wave Doppler wordt vervolgens gebruikt om de stroom nauwkeurig te kwantificeren in een eerder geïdentificeerd vat5.
Deze twee beperkingen (lage framerate en lokalisatie/kwantificering tradeoff) worden overwonnen met zeer hoge framerate opkomende technieken. Onder deze, de synthetische diafragma benadering6 of de multiline transmissie techniek kan worden aangehaald7. In dit onderzoek richten we ons op de zogenaamde Ultrafast ultrasound methode. Geïntroduceerd twee decennia geleden8,9,10, deze methode is ook afhankelijk van de emissie / ontvangst van echo's, maar met een radicaal ander patroon. In plaats van een scangerichte straal te gebruiken, maakt ultrasnelle beeldvorming gebruik van vlakgolf of divergerende golven, die in staat zijn om het gezichtsveld met één emissie te insoneren. Na die ene emissie kan de bijbehorende elektronica ook het enorme aantal echo's uit het hele gezichtsveld ontvangen en verwerken. Aan het einde kan een afbeelding worden gereconstrueerd uit één emissie-/ontvangstpatroon11 (figuur 1, rechterpaneel). Deze ongeconcentreerde emissies kunnen een lage signaal-ruisverhouding (SNR) hebben als gevolg van de verspreiding van de akoestische energie. Dit kan worden aangepakt door verschillende getitelde vlakgolven (of divergerende golven met verschillende bronnen) uit te zenden en door de resulterende afbeeldingen toe te voegen. Deze methode wordt "coherente samenstelling"12genoemd. Er doen zich twee grote gevolgen voor. Ten eerste is de framerate alleen afhankelijk van de ultrasone tijd van de vlucht en kan typische waarden van 1 tot 10 kHz bereiken. Ten tweede zorgt dit voor de datacontinuïteit in zowel ruimtelijke als temporele dimensies, ook wel spatiotemporale coherentie genoemd. De conventionele lokalisatie/kwantificeringsafweging wordt dus verbroken. Deze combinatie van een hoge framerate en spatiotemporale coherentie heeft een enorme impact op het vermogen om bloedstromen te detecteren met echografie. In vergelijking met conventionele echografie biedt ultrasnelle echografie volledige karakterisering van de bloedstroom3. Praktisch gezien heeft de gebruiker toegang tot de snelheidstijdcursus in elke pixel van de afbeelding, voor de hele duur van de acquisitie (meestal ≈1 s), met een tijdschaal die wordt gegeven door de framerate (meestal een framesnelheid van 5 kHz voor een temporele resolutie van 200 μs). Deze hoge framerate maakt de methode geschikt voor een breed scala aan toepassingen, zoals snelle stroom in bewegende organen zoals hartkamers13 of myocardium met de coronaire microperfusie14. Bovendien is aangetoond dat de spatiotemporale coherentie zijn vermogen om trage bloedstroom te scheiden van achtergrond bewegende weefsels sterk verbetert, waardoor de gevoeligheid voor micro-vasculaire stroom wordt verhoogd15. Deze capaciteit geeft toegang tot de micro vasculatuur van de hersenen bij zowel dieren16 als mensen17.
Daarom is ultrasnelle echografie zeer geschikt voor beeldbloedstroom in verschillende situaties. Het is beperkt tot zachte biologische weefsels en zal sterk worden beïnvloed door de aanwezigheid van harde interfaces zoals botten of gasholte zoals de long. De afstemming van de fysische parameters van de echografiesequentie maakt het mogelijk om zowel langzame (tot 1 mm/s11,16) als snelle stromen (tot enkele m/s) te bestuderen. Er bestaat een afweging tussen de ruimtelijke resolutie en de penetratiediepte. Meestal kan een resolutie van 50 μm worden bereikt ten koste van een penetratie van ongeveer 5 mm. Omgekeerd kan de penetratie worden verlengd tot 15-20 cm ten koste van een resolutie van 1 mm. Het is vermeldenswaardig dat de meeste ultrasnelle scanners zoals die in dit artikel alleen 2D-afbeeldingen leveren.
Hier stellen we een eenvoudig protocol voor om het concept van Ultrasnelle Doppler-beeldvorming te introduceren, met behulp van een programmeerbare onderzoeksechoscanner en Doppler-fantoom die een vat (slagader of ader) nabootst dat is ingebed in biologisch weefsel.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Doppler fantoomvoorbereiding setup (Figuur 2A)
- Sluit de peristaltische pomp, het bloedbootsende vloeistofreservoir, de pulsdemper en het Doppler flow phantom aan op de plastic buizen.
- Kies het kanaal met een diameter van 4 mm.
- Programmeer de pomp om 720 ml/min vloeistof uit te werpen gedurende 0,3 s en vervolgens 50 ml/min uit te werpen gedurende 0,7 s om respectievelijk de systole- en diastolehartfasen na te bootsen
- Laat de pomp draaien en schud voorzichtig de leidingen om potentiële luchtbellen te verdrijven.
OPMERKING: De operator kan een andere kanaaldiameter en verschillende pompsnelheid kiezen, maar moet ervoor zorgen dat de ultrasone sequentie snel genoeg is om de snelste stroomsnelheden te verkrijgen. Eq. 3 die later wordt gepresenteerd, kan helpen bij het ontwerpen van de reeks.
2. Ultrasnelle ultrasone scanner setup(figuur 2A)
- Sluit de ultrasnelle onderzoeksscanner aan op de hostcomputer met de PCI express-koppeling.
- Wijzig de transduceradapter op de ultrasone scanner om de sondeconnector aan te passen en sluit vervolgens de sonde aan.
- Voer Matlab uit en activeer de licentie voor de echoscanner.
OPMERKING: Deze sectie en het volgende gaan impliciet uit van het gebruik van een Verasonics Vantage-systeem.
3. Ultrasone sequentie programmering
- Ontwerp met behulp van de voorbeeldscripts een conventionele gerichte "B-Mode" (d.w.z. echografie) reeks die zal worden gebruikt voor het positioneren van sondes.
- Stel de beelddiepte in op 50 mm.
- Stel de scherptediepte in op 35 mm.
- Ontwerp met behulp van de voorbeeldscripts een ultrasnelle echografiereeks.
- Stel de beelddiepte in op 50 mm.
- Programma 3 gekantelde vlakgolven op [-3,0,3] graad.
- Stel de pulsherhalingsfrequentie (PRF) in op 12 kHz.
- Gebruik 4 halve cycli voor de ultrasone golfvorm, met een middenfrequentie afhankelijk van de gebruikte sonde. Een centrumfrequentie van 5,2 MHz wordt hier verondersteld.
- Stel de totale duur in op 1 s.
4. Sondepositionering en gegevensverwerving
- Breng ultrasone gel aan op de lens van de sonde.
- Plaats de sonde op het fantoom en start de B-Mode echosequentie.
- Lokaliseer het kanaal van belang. De vloeistof lijkt donkerder dan het omringende weefsel. Plaats de sonde in de lengterichting.
- Onderhoud de sonde handmatig in de positie van belang.
- Beëindig de B-Mode-reeks en start het ultrasnelle script voor het verkrijgen van sequenties.
5. Beeldreconstructie (figuur 2B)
- Zodra de reeks voorbij is, slaat u de onbewerkte gegevens op (ook wel radiofrequentiegegevens "RF" genoemd).
- Start het script voor het reconstructie van afbeeldingen met behulp van de standaardsoftware van het ultrageluidssysteem. Aan het einde van het proces moet de IQ-gegevensmatrix worden gemaakt.
OPMERKING: De echo's worden geregistreerd op elk element van de sonde en voor elke emissie/ontvangst en vervolgens opgeslagen in de RF-gegevensmatrix. De beeldreconstructie paste de juiste vertragingswet toe op elk kanaal en resulteert in de zogenaamde "IQ" (In-Phase/Quadrature) matrix. De complexe IQ matrix heeft drie dimensies: twee voor ruimte (beelddiepte en breedte) en één voor tijd
6. Rommelfiltering (figuur 2C)
OPMERKING: Zie voor stap 6-7 het Matlab-script in het aanvullende materiaal.
- Hervorm de 3D (space x space x time) IQ matrix in een 2D (space x time) Casorati matrix, genaamd IQr.
- Bereken de enkelvoudige waardeafbraak15 van IQr (Eq. 1).
Eq. - Bereken de Spatial Similarity Matrix C met behulp van de ruimtelijke enkelvoudvectoren U zoals beschreven door Baranger et al.18 (II, D), en identificeer de bloedsubruimtegrenzen N.
- Gebruik deze cutoff N om de IQ-gegevens te filteren zoals beschreven in Demene et al.15 (II,C).
Eq.7. Stroomvisualisatie en snelheidsmetingen (figuur 2C)
- Rekenkracht Doppler kaart PD door de envelop van de gefilterde gegevens IQt te integreren langs de tijdelijke dimensie (Eq. 2). De 3D-coördinaten z, x en t zijn respectievelijk de diepte, breedte en temporele dimensie, nt en is het aantal verworven frames.
Eq. - De PD-kaart weergeven op logaritmeschaal. Als u het dynamische bereik wilt instellen, berekent u de gemiddelde PD in een gebied buiten het kanaal en gebruikt u deze waarde in dB als de ondergrens van het dynamische bereik. Een typisch dynamisch bereik is [-30, 0] dB.
- Definieer een cirkelvormig interessegebied (ROI) op de afbeelding, dat 1 tot 30 pixels bevat.
- Gemiddeld het IQf signaal over de pixels van die ROI, om een vector
van nt tijdpunten te verkrijgen. - Bereken en geef het Doppler-spectrogram weer van
, met behulp van de vierkante magnitude van de Short-Time Fourier Transform (STFT).- Stel het STFT-venster in op een Hann-venster met 60 monsters.
- Stel de STFT-overlapping in op 90% van de vensterlengte.
- Bedek de middenfrequentie op elk tijdstip van het spectrogram.
- Zet de frequentie f-waarden om in axiale snelheden vz met behulp van de Doppler-formule (Eq. 3). c0 is de geluidssnelheid in het medium en fTW de middenfrequentie van de overgedragen ultrasone golfvorm (hier 5,2 MHz).
Eq.
Eq.
van nt tijdpunten te verkrijgen.
, met behulp van de vierkante magnitude van de Short-Time Fourier Transform (STFT).
Eq.Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De kwaliteit van de acquisitie en de nabewerking wordt in de eerste plaats beoordeeld door visuele inspectie. De vorm van het kanaal moet duidelijk zichtbaar zijn in het power Doppler-beeld en het weefselgebied moet donker lijken. Als het dopplersignaal niet beperkt is tot het kanaal, kan dit betekenen dat de clutterfilterstap verkeerd is gegaan (SVD-drempel is te laag), of dat de sonde tijdens de overname een sterke beweging heeft ervaren.
Na visuele inspectie kan de studie van het spectrogram in het kanaal goede informatie geven over het succes of falen van het experiment. Het spectrogram moet eenzijdig zijn (alle waarden boven of onder nullen). Als het spectrogram tweezijdig is, is aliasing aanwezig. In dat geval is de stroom te snel of is de PRF te laag.
Als aan deze kwaliteitscriteria wordt voldaan, kunnen de bloedsnelheden worden geëxtraheerd uit elke ROI in de afbeelding (figuur 2C). Door de grootte van de ROI af te stemmen, kunnen de signalen min of meer worden gemiddeld. De snelheidstijd van een bepaalde ROI kan vervolgens worden gebruikt voor meervoudige analyse , zoals de berekening van weerstandsindexen19, schatting van de wandschaarspanning20, reactieve hyperemiekwantificering14 en nog veel meer21,22.
Figuur 3A-D toont de omzetting van dit protocol naar verschillende in vivo toepassingen. In het bijzonder vertoont de neonaathersenverwerving (figuur 3B) vaten met zeer verschillende stromingskenmerken, van kleine corticale venules en arteriolen tot de belangrijkste pericallosale slagader. Figuur 3D illustreert het vermogen van ultrasnelle Doppler om het bloedstroomsignaal te extraheren in een sterk bewegend orgaan zoals het myocardium.
Figuur 1: Conventionele en ultrasnelle echografie. Legenda: (Links) Conventionele beeldvorming met gerichte emissie. (Rechts) Ultrasnelle beeldvorming met vliegtuiggolfemissie. (aangepast van Villemain et al.22). Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 2: Ultrasnelle Doppler protocol workflow. (A) Experimentele installatie inclusief de ultrasnelle scanner en het Doppler flow phantom. De gestreepte rechthoek op het fantoom geeft de voetafdruk van de ultrasone transducer aan. (B) Geautomatiseerde gegevensverwervingsketen en nabewerking veroorzaakt door een eenvoudige druk op de gebruikersknop. (C) (Boven) Extractie van het bloedstroomsignaal en onderdrukking van het weefselachtergrondgeluid ("rommelfilter") en weergave van het bloedspectrogram in elke ROI van het gezichtsveld. (Onder) Spectrogram dat de bloedsnelheidsverdeling in de ROI op verschillende tijdstipen weergeeft. De gemiddelde snelheid in de ROI wordt getraceerd in gestreept groen. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 3: Power Doppler afbeeldingen. Ultrasnelle Doppler-aanwinsten op verschillende organen. (A) Volwassen getransplanteerde nier, (B) Sagittale weergave van een menselijk neonaatbrein, (C) Volwassen schildklier, (D) Intramurale coronaire vasculatuur in open-borst varkensexperimenten, (E) 3D directionele kracht Doppler van de halsslagader en de halsslagader van een gezonde vrijwilliger (blauw = dalende stroom, rood = oplopende stroom). Verschillende spectrogrammen worden geëxtraheerd voor verschillende ROI. (A-C zijn aangepast van Baranger et al.18, D is aangepast van Maresca et al.14, E is aangepast van Provost et al.23). Voor elke acquisitie werden de centrumfrequentie, het aantal hoeken, PRF en de maximale diepte afgestemd op de situatie. Het dynamisch bereik voor paneel A, B en C is respectievelijk -27, -35 en -30 dB. Het was niet voorzien voor deel D en E. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Aanvullende materialen. Klik hier om deze bestanden te downloaden.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Er zijn verschillende variaties mogelijk rond het hoofdframe van dit protocol.
Hardwareproblemen
Als de gebruiker zijn aangepaste hostcomputer levert, moeten het moederbord en de behuizing van de computer een beschikbare PCI express-sleuf hebben. De CPU moet ook voldoende PCIe-lanes hebben om alle apparaten te verwerken.
Sondeselectie
De ultrasone sonde (ook wel transducer genoemd) wordt gekozen op basis van de benodigde ruimtelijke resolutie en de geometrie van het gezichtsveld. Hoe hoger de middenfrequentie van de sonde, hoe beter de ruimtelijke resolutie, maar hoe korter de beelddiepte. Lineaire, gebogen of gefaseerde arraysondes bieden gezichtsveld van respectievelijk rechthoekige, cirkelvormige sector- en flat-topsectorvormen.
Hoekafhankelijkheid
Ultrasnelle Doppler deelt dezelfde beperking als conventionele Doppler met betrekking tot de afhankelijkheid van de bloedstroomhoek. Inderdaad, het onderliggende Doppler-effect maakt alleen de detectie van beweging in de axiale richting mogelijk, wat betekent naar het sondeoppervlak of weg van de sonde. Daarom worden alleen de axiale componenten van de snelheidsvectoren van de bloedverstrooiers daadwerkelijk gemeten. De werkelijke snelheid kan worden hersteld door handmatig de lokale hoek van de bloedstroom aan te geven met de verticale as, maar deze hoek kan niet altijd correct worden beoordeeld. In een extreem geval waarin de stroming perfect orthogonaal is naar de verticale diepteas, kan het Doppler-effect niet worden gebruikt om de bloedsnelheid betrouwbaar te meten. Meer geavanceerde technieken kunnen meerdere projecties van de snelheidsvectoren op meerdere assen meten en kunnen uiteindelijk de ware snelheidsvector reconstrueren. Deze hoekonafhankelijke benaderingen worden vectorstroombeeldvorming8,9,10,24genoemd .
Aliasing
Het protocol dat in dit manuscript wordt beschreven, heeft verschillende beperkingen. Ten eerste stelt de stelling van shannon-Nyquist dat de maximale meetbare frequentie in het bemonsterde signaal niet meer mag bedragen dan de helft van de framerate. Met 3 hoeken en een PRF van 12 kHz is de framerate 4 kHz. Bijgevolg kunnen we uit Eq. 3 afleiden dat de maximale detecteerbare axiale snelheid 30 cm/s is. Gezien de hoek van het kanaal in het fantoom, maakt deze framerate de detectie van stroming met snelheden tot 96 cm/s mogelijk. Snelheden boven deze drempelwaarde worden weergegeven als alias in het Doppler-spectrogram. Voor de gepresenteerde opstelling varieerden de pieksnelheden tussen 95 cm en 8 cm/s.
Optimalisatie van rommelfilters
De visualisatie van de bloedstroom is sterk afhankelijk van het vermogen om de bloedsignalen te scheiden van de langzaam bewegende weefselachtergrond. Afhankelijk van de ademhaling of de handbeweging van de sonograaf kan het weefsel bewegen met snelheden die vergelijkbaar zijn met een trage bloedstroom. Daarom is de zogenaamde "rommelfilter"-fase bedoeld om weefselsignalen te annuleren. De mogelijkheid om langzame bloedstromen te detecteren, is alleen afhankelijk van de efficiëntie van deze rommelfilterfase. Het is aangetoond dat het gebruik van de spatiotemporale coherentie van ultrasnelle echografie de uitkomst van deze filters sterk verhoogt. Het enkelvoudige waardeafbraakfilter beschreven door Demene et al.15 wordt veel gebruikt. Optimalisatie van die methode18 of complexere algoritmen zoals svd25van hoge orde, hoofdcomponentachtervolging26,onafhankelijke componentanalyse27 of andere low-rank ontleding28 kan de kwaliteit van de gefilterde gegevens verbeteren. Het is vermeldenswaard dat in de gepresenteerde in vitro setup de enige bron van rommel de handbeweging van de operator is. In vivo zullen veel andere factoren zoals ademhaling en arteriële pulsatiliteit waarschijnlijk rommel veroorzaken die overheersender is. In deze gevallen wordt het geavanceerde SVD-filter dat in dit protocol wordt beschreven van het grootste belang.
Spectrograminterpretatie
Spectrogrammen zijn het meest voorkomende hulpmiddel om de kenmerken van de bloedstroom te bestuderen in zowel conventionele als ultrasnelle Doppler-echografie. Voor elk tijdspunt toont het spectrogram in grijswaarden de snelheidsverdeling binnen de beschouwde ROI. Complexe stromen zoals niet-laminaire stromen zullen dit spectrum dus van nature verbreden. Dit verband tussen spectrale verbreding en snelheidsverdeling is echter slechts tot op zekere hoogte waar. Uit verschillende studies is gebleken dat de spectrogrambreedte, ook wel spectrale verbreding, inderdaad verband houdt met de snelheidsverdeling in de ROI, maar ook met verschillende geometrische parameters van het beeldvormingssysteem (arraybreedte, hoeken, enz.)29,30,31. Daarom, hoewel het spectrogram van een gestage laminaire en homogene stroom een dunne, vlakke lijn zou moeten zijn, toont het in de praktijk een bepaalde breedte die niet de snelheidsverdeling weerspiegelt, maar eerder de geometrie van de beeldvormingsopstelling. Deze mogelijke valkuil kan leiden tot onjuiste snelheidsmetingen. Het wordt aanbevolen om rekening te houden met de gemiddelde snelheid binnen de ROI(figuur 1C gestreepte groene lijn) om deze effecten te voorkomen32.
3D-acquisities
Het huidige protocol is gerealiseerd met een standaard lineaire array transducer, wat resulteert in 2D beelden. Niettemin kunnen 3D-acquisities worden uitgevoerd, hetzij door het medium mechanisch te scannen met een gemotoriseerde lineaire sonde16, of door rijkolomarrays33 of matrixarrays34te gebruiken. De nadelen van deze nieuwe methoden zijn de hoge rekenkosten en, voor matrixsondes, de behoefte aan specifieke scanners. Een voorbeeld van 3D-acquisitie wordt weergegeven in figuur 3E.
Veiligheidskwesties
Het grootste deel van de ultrasnelle ultrasnelle ultrasone scanner is niet goedgekeurd voor klinisch gebruik. Het is de verantwoordelijkheid van de experimenteerder om te voldoen aan de normen die in hun land gelden, zowel op het gebied van elektrische veiligheid als akoestische output. Voor de laatste moeten de FDA-normen35 en de IEC 62127-1 International Standard36 worden overwogen.
Conclusie
In dit artikel hebben we een standaardprotocol voorgesteld om de bloedstroom in beeld te brengen met Ultrafast Doppler. Door te oefenen op een gekalibreerd stroom fantoom, kan de operator uiteindelijk de nauwkeurigheid van hun metingen controleren. Het protocol stelt de gebruiker in staat om een ultrasnelle ultrasnelle ultrasone acquisitie te ontwerpen en uit te voeren met behulp van vliegtuiggolfcompounding. Uiteindelijk wordt een nabewerkingskader beschreven en biedt het de eerste tool om het bloedstroomprofiel weer te geven in elk gebied dat van belang is voor de afbeelding.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Geen belangenverstrengeling
Acknowledgments
We willen Shreya Shah bedanken voor haar proeflezen en advies.
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).
