Summary
Este protocolo muestra cómo aplicar imágenes doppler ultrarrápidas ultrarrápidas para cuantificar los flujos sanguíneos. Después de una adquisición larga de 1, el experimentador tiene acceso a una película del campo de visión completo con valores de velocidad axial para cada píxel cada ≈0,3 ms (dependiendo del tiempo de ultrasonido de vuelo).
Abstract
El efecto pulsed-Doppler es la principal técnica utilizada en la echografía clínica para evaluar el flujo sanguíneo. Aplicado con los modos doppler de ultrasonido enfocado convencional, tiene varios límites. En primer lugar, se necesita una operación de filtrado de señal finamente ajustada para distinguir los flujos sanguíneos de los tejidos en movimiento circundantes. En segundo lugar, el operador debe elegir entre localizar los flujos sanguíneos o cuantificarlos. En las últimas dos décadas, las imágenes por ultrasonido han experimentado un cambio de paradigma con la aparición de ultrasonido ultrarrápido utilizando ondas desenfocadas. Además de un aumento de cien veces en la velocidad de fotogramas (hasta 10000 Hz), esta nueva técnica también rompe el equilibrio convencional de cuantificación/localización, ofreciendo un mapeo completo del flujo sanguíneo del campo de visión y un acceso simultáneo a mediciones de velocidades finas en el nivel de un solo píxel (hasta 50 μm). Esta continuidad de datos en dimensiones espaciales y temporales mejora fuertemente el proceso de filtrado de tejido/sangre, lo que resulta en un aumento de la sensibilidad a velocidades de flujo sanguíneo pequeñas (hasta 1 mm/s). En este artículo de método, nuestro objetivo es introducir el concepto de ultrarrápido Doppler, así como sus principales parámetros. En primer lugar, resumimos los principios físicos de las imágenes de ondas desenfocadas. A continuación, presentamos los pasos principales de procesamiento de señal Doppler. En particular, explicamos la implementación práctica de los algoritmos críticos de separación de tejido/flujo sanguíneo y sobre la extracción de velocidades de estos datos filtrados. Esta descripción teórica se complementa con experiencias in vitro. Un fantasma tisú que incrusta un canal con fluido que imita la sangre se muestra con un sistema de ultrasonido programable de investigación. Se obtiene una imagen de flujo sanguíneo y las características de flujo se muestran durante varios píxeles en el canal. Por último, se propone una revisión de las aplicaciones in vivo, mostrando ejemplos en varios órganos como carótidos, riñón, tiroides, cerebro y corazón.
Introduction
La ecografía es una de las técnicas de diagnóstico por imágenes más utilizadas en la práctica clínica y las actividades de investigación. La combinación de emisión de ondas de ultrasonido en los tejidos biológicos seguida de la grabación de los ecos en la espalda permite la reconstrucción de imágenes anatómicas, el llamado "Modo B". Este método está perfectamente adaptado para imágenes de tejidos blandos, como los tejidos biológicos, que normalmente permiten la penetración de ultrasonido de más de varios centímetros, con una velocidad de propagación de ≈1540 m/s. Dependiendo de la frecuencia central de la sonda de ultrasonido, se obtienen imágenes con una resolución de 30 μm a 1 mm. Además, es bien sabido que el movimiento de una fuente acústica, afecta a las características físicas de las ondas asociadas. Particularmente, el vínculo entre los cambios de frecuencia de una onda en relación con la velocidad de su fuente se describe como el efecto Doppler1, cuya manifestación más simple es el tono de la sirena cambiante de una ambulancia en movimiento. Las imágenes por ultrasonido han utilizado durante mucho tiempo este efecto físico para observar los glóbulos rojos en movimiento2,y propone una variedad de modos de diagnóstico por imágenes comúnmente etiquetados como "Imágenes Doppler". Estos modos permiten evaluar los flujos sanguíneos en aplicaciones y órganos muy diferentes, como el cerebro, el corazón, los riñones o las arterias periféricas.
Notablemente, la mayoría de los sistemas de ultrasonido disponibles actualmente se basan en la misma tecnología, conocida como ultrasonido convencional. Los principios subyacentes son los siguientes: un haz acústico insinifica el campo de visión y se barre a lo largo de la abertura del transductor de ultrasonido. Para cada posición de la viga, los ecos se graban y se convierten en una línea de la imagen final. Al mover progresivamente el haz a lo largo del transductor, todo el campo de visión se puede crear imágenes línea por línea(Figura 1,panel izquierdo). Esta estrategia estuvo bien adaptada a las limitaciones eléctricas y a la potencia informática que prevaleció hasta principios del siglo XXI. Sin embargo, tiene varios inconvenientes. Entre ellos, la velocidad de fotogramas final se limita a unos pocos cientos de imágenes por segundo por el proceso de escaneo de haz. En términos de flujo sanguíneo, esta velocidad de fotogramas relativamente baja afecta a las velocidades máximas de flujo que se pueden detectar, lo cual está dictado por los criterios de muestreo de Shannon-Nyquist3. Además, doppler convencional debe hacer frente a una compensación compleja. Con el fin de evaluar la velocidad del flujo sanguíneo en una región de interés particular (ROI), varios ecos procedentes de ese ROI tienen que ser registrados sucesivamente. Esto implica que el haz de ultrasonido se mantiene temporalmente en una posición fija. Cuanto más largo sea el conjunto de eco, mejor será la estimación de velocidad para ese ROI. Sin embargo, para producir una imagen completa del campo de visión, la viga debe escanear el medio. Por lo tanto, se puede detectar el conflicto entre estas dos restricciones: mantener la viga para evaluar con precisión la velocidad a lo largo de una línea, o mover el haz para producir una imagen. Los diferentes modos Doppler convencionales (es decir, Color Doppler o Pulse Wave Doppler) reflejan directamente esta compensación. Normalmente, el Doppler de color produce un mapa de flujo de baja fidelidad utilizado para localizar los recipientes4, y el Doppler de onda de pulso se utiliza para cuantificar con precisión el flujo en un recipiente previamente identificado5.
Estas dos limitaciones (baja velocidad de fotogramas y compensación de localización/cuantificación) se superan con técnicas emergentes de cuadros muy altas. Entre ellos, el enfoque de apertura sintética6 o la técnica de transmisión multilínea se pueden citar7. En este estudio, nos centramos en el llamado método de ultrasonido Ultrarrápido. Introducido hace dos décadas8,9,10, este método también se basa en la emisión / recepción de ultrasonidos, pero con un patrón radicalmente diferente. De hecho, en lugar de utilizar un haz centrado en el escaneo, las imágenes ultrarrápidas utilizan ondas planas u ondas divergentes, que son capaces de insonificar el campo de visión con una sola emisión. Después de esa emisión única, la electrónica asociada también es capaz de recibir y procesar el gran número de ecos procedentes de todo el campo de visión. Al final, una imagen se puede reconstruir a partir de un único patrón de emisión/recepción11 (Figura 1,panel derecho). Estas emisiones desenfocadas pueden tener una baja relación señal-ruido (SNR) debido a la propagación de la energía acústica. Esto se puede abordar emitiendo varias ondas planas tituladas (o ondas divergentes con diferentes fuentes) y añadiendo las imágenes resultantes. Este método se denomina "composición coherente"12. Surgen dos consecuencias importantes. En primer lugar, la velocidad de fotogramas sólo depende del tiempo de ultrasonido del vuelo y puede alcanzar valores típicos de 1 a 10 kHz. En segundo lugar, esto garantiza la continuidad de los datos en dimensiones espaciales y temporales, también denominada coherencia espaciotemporal. Por lo tanto, se rompe la compensación convencional de localización/cuantificación. Esta combinación de una alta velocidad de fotogramas y coherencia espaciotemporal tiene un tremendo impacto en la capacidad de detectar flujos sanguíneos con ultrasonido. En comparación con el ultrasonido convencional, ultrarrápido proporciona caracterización completa del flujo sanguíneo3. Prácticamente, el usuario tiene acceso al curso de tiempo de velocidad en cada píxel de la imagen, durante toda la duración de la adquisición (normalmente ≈1 s), con un escala de tiempo dado por la velocidad de fotogramas (normalmente, una velocidad de fotogramas de 5 kHz para una resolución temporal de 200 μs). Esta alta velocidad de fotogramas hace que el método sea adecuado para una amplia gama de aplicaciones como el flujo rápido en órganos móviles como cámaras cardíacas13 o miocardio con la microperfusión coronaria14. Además, se ha demostrado que su coherencia espaciotemporal mejora fuertemente su capacidad para separar el flujo sanguíneo lento de los tejidos en movimiento de fondo, aumentando así la sensibilidad al flujo micro-vascular15. Esta capacidad da acceso a la micro vasculatura del cerebro tanto en animales16 como en humanos17.
Por lo tanto, ultrasonido ultrarrápido es muy adecuado para el flujo sanguíneo de imagen en una variedad de situaciones. Se limita a los tejidos biológicos blandos y se verá fuertemente afectado por la presencia de interfaces duras como huesos, o cavidades de gas como el pulmón. La afinación de los parámetros físicos de la secuencia de ultrasonido permite el estudio de ambos lentos (hasta 1 mm/s11,16)y flujos rápidos (hasta varios m/s). Existe una compensación entre la resolución espacial y la profundidad de penetración. Normalmente, se puede lograr una resolución de 50 μm a costa de una penetración de alrededor de 5 mm. Por el contrario, la penetración se puede ampliar a 15-20 cm a costa de una resolución de 1 mm. Vale la pena señalar que la mayoría de los escáneres ultrarrápidos como el utilizado en este artículo sólo proporcionan imágenes 2D.
Aquí, proponemos un protocolo simple para introducir el concepto de imágenes Ultrafast Doppler, utilizando un escáner de ultrasonido de investigación programable y un fantasma Doppler imitando un vaso (arteria o vena) incrustado en tejido biológico.
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Protocol
1. Configuración de preparación del fantasma Doppler (Figura 2A)
- Conecte la bomba peristáltica, el depósito de líquido que imita la sangre, el amortiguador de pulsos y el fantasma de flujo Doppler con los tubos de plástico.
- Elija el canal con un diámetro de 4 mm.
- Programe la bomba para expulsar 720 ml/min de líquido durante 0,3 s y luego para expulsar 50 ml/min durante 0,7 s para imitar respectivamente las fases cardíacas de sistóle y diastole
- Ejecute la bomba y agite suavemente las tuberías para expulsar posibles burbujas de aire.
NOTA: El operador puede elegir un diámetro de canal diferente y una velocidad de bombeo diferente, pero tendrá que asegurarse de que la secuencia de ultrasonido sea lo suficientemente rápida como para adquirir las velocidades de flujo más rápidas. Eq. 3 presentado más tarde puede ayudar a diseñar la secuencia.
2. Configuración del escáner de ultrasonido Ultrarrápido (Figura 2A)
- Conecte el escáner de investigación ultrarrápido al ordenador host con el enlace expreso PCI.
- Cambie el adaptador del transductor en el escáner de ultrasonido para que coincida con el conector de la sonda y, a continuación, conecte la sonda.
- Ejecute Matlab y active la licencia del escáner de ultrasonido.
NOTA: Esta sección y lo siguiente asumen implícitamente el uso de un sistema Verasonics Vantage.
3. Programación de secuencias de ultrasonido
- Utilizando los scripts de ejemplos, diseñe una secuencia de "Modo B" (es decir, echografía) enfocada convencional que se utilizará para el posicionamiento de la sonda.
- Ajuste la profundidad de imagen a 50 mm.
- Ajuste la profundidad focal a 35 mm.
- Con los scripts de ejemplos, diseñe una secuencia de ultrarrápido ultrarrápida.
- Ajuste la profundidad de imagen a 50 mm.
- Programa 3 ondas planas inclinadas a [-3,0,3] grados.
- Ajuste la frecuencia de repetición del pulso (PRF) a 12 kHz.
- Utilice 4 medio ciclos para la forma de onda de ultrasonido, con una frecuencia central dependiendo de la sonda utilizada. Aquí se asume una frecuencia central de 5,2 MHz.
- Establezca la duración total en 1 s.
4. Posicionamiento de la sonda y adquisición de datos
- Aplique gel de ultrasonido en la lente de la sonda.
- Coloque la sonda en el fantasma y inicie la secuencia de ultrasonido del modo B.
- Localice el canal de interés. El líquido parece más oscuro que el tejido circundante. Coloque la sonda en vista longitudinal.
- Mantenga manualmente la sonda en la posición de interés.
- Finalice la secuencia del modo B e inicie el script de adquisición de secuencia ultrarrápida.
5. Reconstrucción de imágenes (Figura 2B)
- Una vez que la secuencia haya terminado, guarde los datos sin procesar (también llamados datos de radiofrecuencia, "RF").
- Inicie el script de reconstrucción de imágenes utilizando el software predeterminado del sistema de ultrasonido. Al final del proceso, se debe crear la matriz de datos IQ.
NOTA: Los ecos de ultrasonido se registran en cada elemento de la sonda y para cada emisión/recepción, luego se almacenan en la matriz de datos rf. La reconstrucción de imágenes aplicó la ley de retardo apropiada a cada canal y da como resultado la llamada matriz "IQ" (En fase/cuadratura). La compleja matriz IQ tiene tres dimensiones: dos para el espacio (profundidad y anchura de la imagen) y una para el tiempo
6. Filtrado de desorden (Figura 2C)
NOTA: Para los pasos 6-7, véase el script matlab proporcionado en el material suplementario.
- Vuelva a formatear la matriz de cilindrado 3D (espacio x espacio x tiempo) en una matriz Casorati 2D (espacio x tiempo), denominada IQr.
- Calcule la descomposición del valor singular15 de IQr (Eq. 1).
Eq. 1 - Calcule la Matriz de Similitud Espacial C utilizando los vectores singulares espaciales U descritos por Baranger et al.18 (II, D) e identifique los límites subespaciales sanguíneos N.
- Utilice este límite N para filtrar los datos de CI como se describe en Demene et al.15 (II,C).
Eq. 17. Visualización del flujo y mediciones de velocidad (Figura 2C)
- Calcular la potencia Doppler map PD mediante la integración de la envolvente de los datos filtrados IQt a lo largo de la dimensión temporal (Eq. 2). Las coordenadas 3D z, x y t son respectivamente la profundidad, anchura y dimensión temporal, nt y es el número de fotogramas adquiridos.
Eq. 2 - Muestre el mapa PD en escala logaritmo. Para establecer el rango dinámico, calcule el PD medio en una región fuera del canal y utilice este valor en dB como límite inferior del rango dinámico. Un rango dinámico típico es [-30, 0] dB.
- Defina una región circular de interés (ROI) en la imagen, que contenga de 1 a 30 píxeles.
- Promedia la señal IQf sobre los píxeles de ese ROI, para obtener un vector
de nt puntos de tiempo. - Calcule y muestre el espectrograma Doppler de
, utilizando la magnitud cuadrada de la transformación fourier de tiempo corto (STFT).- Establezca la ventana STFT en una ventana hann de 60 muestras.
- Establezca la superposición STFT en el 90% de la longitud de la ventana.
- Superponga la frecuencia central en cada punto de tiempo del espectrograma.
- Convierta los valores de frecuencia f en velocidades axiales de sangre vz utilizando la fórmula Doppler (Eq. 3). c0 es la velocidad del sonido en el medio y fTW la frecuencia central de la forma de onda de ultrasonido transmitida (aquí 5,2 MHz).
Eq. 3
Eq. 2
de nt puntos de tiempo.
, utilizando la magnitud cuadrada de la transformación fourier de tiempo corto (STFT).
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
La calidad de la adquisición y el postprocesamiento se evalúan en primer lugar mediante inspección visual. La forma del canal debe ser claramente visible en la imagen de Doppler de potencia, y el área del tejido debe aparecer oscura. Si la señal Doppler de potencia no está restringida al canal, puede significar que el paso del filtro de desorden salió mal (el umbral SVD es demasiado bajo), o la sonda experimentó un movimiento fuerte durante la adquisición.
Después de la inspección visual, el estudio del espectrograma dentro del canal puede proporcionar buena información sobre el éxito o fracaso del experimento. El espectrograma debe ser unilateral (todos los valores por encima o por debajo de ceros). Si el espectrograma es de dos lados, el alias está presente. En ese caso, o el flujo es demasiado rápido, o el PRF es demasiado bajo.
Si se cumplen estos criterios de calidad, las velocidades de sangre se pueden extraer de cualquier ROI de la imagen (Figura 2C). Ajustar el tamaño del ROI permite un promedio más o menor de las señales. El curso de tiempo de velocidad de un ROI dado se puede utilizar para múltiples análisis tales como el cálculo de los índices de resistividad19,estimación de tensión de cizallamiento de pared20,cuantificación de hiperemia reactiva14 y mucho más21,22.
La Figura 3A-D muestra la transposición de este protocolo a varias aplicaciones in vivo. En particular, la adquisición de cerebros neonatos(Figura 3B)exhibe recipientes con características de flujo muy diferentes, desde pequeñas venules corticales y arterias hasta la arteria pericallosal principal. Figura 3D ilustra la capacidad del ultrarrápido Doppler para extraer señal de flujo sanguíneo en un órgano fuertemente en movimiento como el miocardio.
Figura 1: Imágenes de ultrasonido convencionales y ultrarrápidas. Leyenda: (Izquierda) Imagen convencional con emisión enfocada. (Derecha) Imágenes ultrarrápidas con emisión de ondas planas. (adaptado de Villemain et al.22). Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 2: Flujo de trabajo de protocolo Ultrafast Doppler. (A) Configuración experimental que incluye el escáner ultrarrápido y el fantasma de flujo Doppler. El rectángulo discontinuo en el fantasma indica la huella del transductor de ultrasonido. (B) Cadena automatizada de adquisición de datos y postprocesamiento desencadenada por una simple pulsación de botón del usuario. (C) (Superior) Extracción de señal de flujo sanguíneo y supresión del ruido de fondo tisular ("filtro de desorden") y visualización del espectrograma sanguíneo en cualquier ROI del campo de visión. (Abajo) Espectrograma que muestra la distribución de la velocidad de la sangre en el ROI en diferentes puntos de tiempo. La velocidad media en el ROI se traza en verde discontinuo. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 3: Imágenes de Power Doppler. Adquisiciones ultrarrápidas de Doppler en varios órganos. (A) Riñón trasplantado adulto, (B) Vista sagital de un cerebro neonato humano, (C) Tiroides adulta, (D) Vasculatura coronaria intramuros en experimentos porcinos de pecho abierto, (E) Potencia direccional 3D Doppler de la arteria carótida y la vena yugular de un voluntario sano (azul = flujo descendente, rojo = flujo ascendente). Se extraen varios espectrogramas para diferentes ROI. (A-C están adaptados de Baranger et al.18, D está adaptado de Maresca et al.14, E está adaptado de Provost et al.23). Para cada adquisición, la frecuencia central, el número de ángulos, el PRF y la profundidad máxima se ajustaron de acuerdo con la situación. El rango dinámico para los paneles A, B y C es respectivamente -27, -35 y -30 dB. No se proporcionó para el panel D y E. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Materiales suplementarios. Haga clic aquí para descargar estos archivos.
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Discussion
Varias variaciones son posibles alrededor del marco principal de este protocolo.
Problemas de hardware
Si el usuario suministra su equipo host personalizado, la placa base y el caso del equipo deben tener una ranura PCI express disponible. La CPU también debe tener suficientes carriles PCIe para manejar todos los dispositivos.
Selección de sondas
La sonda de ultrasonido (también denominada transductor) se elige de acuerdo con la resolución espacial necesaria y con la geometría del campo de visión. Cuanto mayor sea la frecuencia central de la sonda, mejor será la resolución espacial, pero más corta será la profundidad de imagen. Las sondas lineales, curvas o de matriz por fases proporcionan un campo de visión de formas de sector circular, sectorial y planas respectivamente.
Dependencia del ángulo
Ultrafast Doppler comparte la misma restricción que Doppler convencional con respecto a la dependencia al ángulo de flujo sanguíneo. De hecho, el efecto Doppler subyacente sólo permite la detección de movimiento en la dirección axial, lo que significa hacia la superficie de la sonda, o lejos de la sonda. Por lo tanto, sólo se miden realmente los componentes axiales de los vectores de velocidad de los dispersadores sanguíneos. La velocidad real se puede recuperar indicando manualmente el ángulo local del flujo sanguíneo con el eje vertical, pero este ángulo no siempre se puede evaluar correctamente. En un caso extremo en el que el flujo es perfectamente ortogonal al eje de profundidad vertical, el efecto Doppler no se puede utilizar para medir de forma fiable la velocidad de la sangre. Las técnicas más avanzadas pueden medir múltiples proyecciones de los vectores de velocidad en varios ejes y, en última instancia, pueden reconstruir el verdadero vector de velocidad. Estos enfoques independientes del ángulo se conocen como imágenes de flujo vectorial8,9,10,24.
Aliasing
El protocolo descrito en este manuscrito tiene varias limitaciones. En primer lugar, el teorema de muestreo Shannon-Nyquist afirma que la frecuencia máxima medible en la señal muestreada no puede exceder la mitad de la velocidad de fotogramas. Con 3 ángulos y un PRF de 12 kHz, la velocidad de fotogramas es de 4 kHz. En consecuencia, podemos derivar de Eq. 3 que la velocidad axial máxima detectable es de 30 cm/s. Teniendo en cuenta el ángulo del canal en el fantasma, esta velocidad de fotogramas permite la detección de flujo con velocidades de hasta 96 cm/s. Las velocidades por encima de este umbral aparecerán con alias en el espectrograma Doppler. Para la configuración presentada, las velocidades máximas oscilaban entre 95 cm y 8 cm/s.
Optimización del filtro de desorden
La visualización del flujo sanguíneo depende fuertemente de la capacidad de separar las señales de sangre del fondo del tejido que se mueve lentamente. Dependiendo de la respiración o el movimiento de la mano del sonógrafo, el tejido puede moverse con velocidades similares al flujo sanguíneo lento. Por lo tanto, la llamada etapa del "filtro de desorden" tiene como objetivo cancelar las señales tisulares. La capacidad de detectar flujos sanguíneos lentos sólo depende de la eficiencia de esta etapa de filtro de desorden. Se ha demostrado que aprovechar la coherencia espaciotemporal de ultrarrápido ultrarrápido aumenta fuertemente el resultado de estos filtros. El filtro de descomposición de valor singular descrito por Demene et al.15 es ampliamente utilizado. La optimización de ese método18 o algoritmos más complejos como SVD25de alta orden, la búsqueda de componentes principales26,el análisis independiente de componentes27 u otra descomposición de bajo rango28 puede mejorar la calidad de los datos filtrados. Vale la pena mencionar que en la configuración in vitro presentada, la única fuente de desorden es el movimiento de la mano del operador. In vivo, muchos otros factores como la respiración y la pulsación arterial son propensos a inducir desorden que es más predominante. En estos casos, el filtro SVD avanzado descrito en este protocolo cobra una importancia primordial.
Interpretación del espectrograma
Los espectrogramas son la herramienta más común para estudiar las características del flujo sanguíneo en ultrasonido Doppler convencional y ultrarrápido. Para cada punto de tiempo, el espectrograma muestra en escala de grises la distribución de velocidad dentro del ROI considerado. Por lo tanto, los flujos complejos, como los flujos no laminares, ampliarán naturalmente este espectro. Sin embargo, este vínculo entre la ampliación espectral y la distribución de velocidad sólo es cierto en cierta medida. Varios estudios han demostrado que el ancho del espectrograma, también llamado ampliación espectral, está efectivamente vinculado a la distribución de velocidad en el ROI, pero también a varios parámetros geométricos del sistema de imágenes (ancho de matriz, ángulos, etc.)29,30,31. Por lo tanto, si bien el espectrograma de un flujo laminar y homogéneo constante debe ser una línea delgada y plana, muestra en la práctica un cierto ancho que no refleja la distribución de velocidad, sino más bien la geometría de la configuración de imágenes. Este escollo potencial puede conducir a mediciones de velocidad incorrectas. Se recomienda tener en cuenta la velocidad media dentro del ROI(Figura 1C línea verde discontinua) para evitar estos efectos32.
Adquisiciones 3D
El protocolo actual se realizó con un transductor de matriz lineal estándar, lo que dio como resultado imágenes 2D. Sin embargo, las adquisiciones 3D se pueden realizar, ya sea escaneando mecánicamente el medio con una sonda lineal motorizada16,o utilizando matrices de columna de fila33 o matrices34. Los inconvenientes de estos nuevos métodos son los altos costos informáticos y, para las sondas matriciales, la necesidad de escáneres específicos. Un ejemplo de adquisición 3D se muestra en la Figura 3E.
Problemas de seguridad
La mayoría de los escáneres de ultrasonido ultrarrápido de investigación no están aprobados para uso clínico. Es responsabilidad del experimentador cumplir con las normas vigentes en su país, tanto en términos de seguridad eléctrica como de producción acústica. Para este último, deben considerarse los estándares35 de la FDA y la Norma Internacional36 IEC 62127-1.
Conclusión
En este artículo, hemos propuesto un protocolo estándar para la imagen del flujo sanguíneo con Ultrafast Doppler. Al practicar en un fantasma de flujo calibrado, el operador puede eventualmente comprobar la precisión de sus mediciones. El protocolo permite al usuario diseñar y ejecutar una adquisición de ultrarrápido ultrarrápido utilizando compuestos de onda plana. En última instancia, se describe un marco posterior al procesamiento y proporciona la primera herramienta para mostrar el perfil de flujo sanguíneo en cualquier región de interés de la imagen.
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Disclosures
Sin conflicto de intereses
Acknowledgments
Nos gustaría agradecer a Shreya Shah por su revisión y consejo.
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
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