مقالة منهجية

تصوير الأوعية الدموية دوبلر فائق السرعة للمراقبة الفسيولوجية أثناء الجراحة للحبل الشوكي البشري

689 مشاهدات

⸱

DOI:

10.3791/68260

⸱

أغسطس 29, 2025

 ,  ,  ,  ,  , 
1College of Biomedical Engineering, Fudan University, 2Department of Neurosurgery, Huashan Hospital, Fudan University, 3Poda Medical Technology Co., Ltd., 4State Key Laboratory of Integrated Chips and Systems, Fudan University

في هذه المقالة

ملخص

تقدم هذه الدراسة تطبيق تصوير الأوعية الدموية دوبلر فائق السرعة للمراقبة الفسيولوجية أثناء جراحة الحبل الشوكي البشري.

الملخص

تعد مراقبة المعلمات الفسيولوجية ضرورية لتقييم حالة المريض أثناء السيناريوهات أثناء الجراحة. يمكن اشتقاق المعلومات الديناميكية الدموية ، مثل ضغط الدم ومعدل ضربات القلب ، من إشارات دوبلر بالموجات فوق الصوتية ، مما يعكس وظيفة الأوعية الدموية ويشير إلى المخاطر المرضية في الوقت الفعلي. بالمقارنة مع قياس الذبذبات ، والتصوير بالرنين المغناطيسي (MRI) ، ودوبلر التقليدية ، والطرق الكهرضغطية ، يوفر دوبلر فائق السرعة دقة زمنية فائقة وحساسية عالية للأوعية الصغيرة. في هذه الدراسة ، يتم وصف تطبيق أثناء الجراحة لتصوير دوبلر فائق السرعة في الحبل الشوكي لمريض مصاب بتشوه خياري المعالجة اللاحقة للبيانات التي تم إنشاؤها صور دوبلر للحبل الشوكي والأوعية الدموية والمعلمات الفسيولوجية ، بما في ذلك رسم الخرائط التفصيلية لمؤشر المقاومة (RI) ومؤشر النبض (PI). أظهر كل من RI و PI انخفاضات كبيرة بعد التدخل الجراحي (متوسط RI: 0.47 → 0.32 ؛ PI يعني: 0.63 → 0.39 ؛ ص < 0.001) ، مع اتجاهات ثابتة لوحظت في الوسطيات ، مما يشير إلى تحسن ديناميكا الدم في الحبل الشوكي. قد يوفر تقييم التغييرات في معلمات PI / RI باستخدام هذه الطريقة فهما أوسع لتطور المرض وفعالية العلاج ، مما قد يوجه الاستراتيجيات الجراحية والأساليب العلاجية.

المقدمة

توفر ديناميكيات ضغط الدم ، كمؤشر فسيولوجي مهم أثناء الجراحة ، إرشادات قيمة للاستراتيجية الجراحية وتضمن السلامةالتشغيلية 1. تنتشر موجات النبض ، الناتجة عن الانقباض الدوري والاسترخاء للقلب ، عبر الجهاز الوعائي الشرياني من الشريان الأورطي كموجات ضغط2. يمكن اعتبار هذه الموجات مظهرا مباشرا لوظيفة القلب والأوعية الدموية ، حيث تقدم معلومات مهمة لفهم ديناميكيات ضغط الدم وديناميكا الدم الشاملة3. في الممارسة السريرية ، يتم استخدام الموجات النبضية على نطاق واسع للتقييم المستمر لحالة ديناميكية الدم4.

كمحطة ترحيل ومركز انعكاس داخل الجهاز العصبي المركزي ، يلعب الحبل الشوكي دورا محوريا في نقل المعلومات الحركية والحسية. يعد استقرار إمدادات الدم أمرا بالغ الأهمية للحفاظ على الوظيفة العصبيةواستعادتها 6. ترتبط إشارة تدفق الدم النابض للحبل الشوكي ارتباطا وثيقا بموجة النبض ، وتحتوي على معلومات حول مرونة الأوعية الدموية وديناميكا الدم ، مما يعكس التغيرات الفسيولوجية والمرضية للحبل الشوكي. تواجه مراقبة هذه الإشارات تحديات كبيرة بسبب صغر حجم الحبل الشوكي ، وبنية الأوعية الدموية المعقدة7 ، وأنماط تدفق الدم المعقدة8 ، مما يعقد التقييم الفعال لموجات نبض الحبل الشوكي.

تم اقتراح العديد من التقنيات لتقييم موجات النبض. طريقة تحليل الذبذبات سهلة التشغيل وتوفر قياسات سريعة. ومع ذلك ، قد تتأثر دقة النتائج بعوامل مثل القطع الأثرية ووضعية المريض والحجم المناسب ووضع الكفة9،10. يمكن لبعض أجهزة استشعار الإشارات الحيوية الكهروإجهادية ، مثل أجهزة استشعار النبض الكهروإجهادية ، اكتشاف الموجات النبضية بكفاءة ، ومع ذلك قد تتأثر دقتها بالاهتزازات الميكانيكية أو تقلبات درجات الحرارة. وفي الوقت نفسه ، فإن المستشعرات البصرية مثل التصوير الضوئي (PPG) عرضة للضوء البيئي وتحف الحركة11. علاوة على ذلك ، يمكن لهذه التقنيات فقط التقاط إشارات موجة النبض الموضعية وتفتقر إلى القدرة على توفير معلومات التصوير للهيكل المرصود في وقت واحد12.

كطريقة تصوير قوية ، يوفر التصوير بالرنين المغناطيسي (MRI) قياسا عالي نسبيا للدقة المكانية لجدران الشرايين في الحبل الشوكي ، ولكنه مكلف ولديه إمكانية وصولمحدودة 13. يوفر التصوير المقطعي المحوسب (CT) أوقات مسح أسرع وتوافرا أوسع ولكنه ينبعث منه إشعاع مؤين ، مما يحد من استخدامه للتقييمات المتكررة14. تتيح الموجات فوق الصوتية دوبلر التقليدية التقييم في الوقت الفعلي لديناميكيات تدفق الدم من خلال وضعين للتصوير التكميلي: دوبلر الملون ودوبلر الموجة النبضية (PWD). يوفر Color Doppler نظرة عامة نوعية على سرعات التدفق عبر مجال الرؤية عن طريق مسح المتوسط سطرا بسطر ، ولكنه يعاني من معدلات إطارات منخفضة وحساسية ضعيفة للتدفقات البطيئة أو العميقة. يقدم الأشخاص ذوي الإعاقة معلومات زمنية كمية حول أشكال موجات تدفق الدم ، ولكنه يقتصر على منطقة واحدة يحددها المستخدم. نتيجة لذلك ، فهي قابلة للتطبيق على ديناميكا الدم القوية في الشرايين والأوردة وتحدد أشكال موجات النبض الفورية في مجال رؤيةصغير 15. تعمل الموجات فوق الصوتية المحسنة على التباين على تحسين تصور تدفق الدم من خلال استخدام عوامل الفقاعات الدقيقة. ومع ذلك ، فإن متطلبات حقن التباين تثير مخاوف تتعلق بالسلامة في الإعدادات أثناء الجراحة ، مما يجعلها أقل ملاءمة للتقييم في الوقت الفعلي لنبض الأوعيةالدموية 16. توفر تقنيات التصوير الضوئي والبصري تباينا عاليا ودقة مكانية لتصوير الأوعية الدموية ، خاصة في الأنسجة السطحية. ومع ذلك ، فإن اعتمادهم القوي على الوصول البصري يحد بشكل كبير من قابليتها للتطبيق على الهياكل العميقة مثل الحبلالشوكي 17.

في السنوات الأخيرة ، تقدمت الموجات فوق الصوتية فائقة السرعة بسرعة مع إمكانات كبيرة في تصوير الأوعيةالدموية 18. على عكس المسح التقليدي للحزمة المركزة ، يستخدم دوبلر فائق السرعة تقنيات الموجات المستوية المركبة متعددة الزوايا ، والتي تعزز حساسية التصوير بالموجات فوق الصوتية بحوالي 50 ضعفا وتحسن بشكل كبير من اكتشاف الأوعية الصغيرة15،19،20. يمكن الحصول على طيف دوبلر كامل لكل بكسل في الصورة ، مما يسهل الحصول على معلومات شاملة عن سرعة تدفق الدم واتجاهه21. يمكن استخدام هذا لتقدير مؤشرات الأوعية الدموية مثل مؤشر المقاومة (RI) ومؤشر النبض (PI) في جميع أنحاء منطقة التصوير. والجدير بالذكر أنه في عام 2014 ، طبق Demene et al.22 تقنية دوبلر فائقة السرعة على تصوير تدفق الدم الدماغي لحديثي الولادة ، حيث قدموا خريطة توزيع مفصلة لتعاطي الأوعية الدموية الدماغية عند الأطفال حديثي الولادة. يوفر هذا التقدم أداة جديدة لفهم آليات التنظيم الذاتي لتدفق الدم الدماغي والتسبب في الأمراض ذات الصلة عند الخدج والرناض. في عام 2020 ، اقترح Bourquin et al.23،24 الفحص المجهري للتوطين بالموجات فوق الصوتية الديناميكية (DULM) بناء على تقنية الموجات فوق الصوتية فائقة السرعة لتحقيق قياسات في الجسم الحي للدوران الدقيق النابض في دماغ القوارض ووسع هذه التقنية إلى التصوير ثلاثي الأبعاد ، مما يوفر بعدا جديدا للتحليل الكمي.

نحو تصوير الأوعية الدموية للحبل الشوكي ، في عام 2021 ، حقق Zang et al.25 تصوير الأوعية الدموية الدقيقة للحبل الشوكي بدون عوامل تباين باستخدام دوبلر فائق السرعة ، بدقة تصوير مماثلة للطول الموجي المرسل. Sui et al.26. استخدم طريقة أخذ العينات العشوائية بناء على تحليل المكون الرئيسي القوي (RPCA) لتحقيق تصوير دوبلر سريع وعالي السرعة من الإشارة إلى الضوضاء لدوران الأوعية الدقيقة في الدماغ والحبل الشوكي. لاحظ Pezet et al.27 إعادة بناء الأوعية الدموية بعد إصابة الحبل الشوكي المزمنة. في عام 2022 ، حقق Yu et al.28 مقطعا مجهريا فائق السرعة لتحديد الموجات فوق الصوتية للدوران المجهري للحبل الشوكي في الفئران القائمة على RPCA ، مع دقة تصوير تصل إلى 13-16 ميكرومتر ، أصغر بكثير من الطول الموجي 100 ميكرومتر. تضمنت الدراسات الإضافية الملاحظة المستمرة والتحليل الكمي للدوران الدقيق في أسفل الحبل الشوكي بعد إصابة الحبل الشوكي29. في عام 2023 ، استخدم Yan et al.30 ناقل الموجات فوق الصوتية دوبلر فائق السرعة لإجراء تصوير موجه لتدفق دم الأوعية الصغيرة في أورام الحبل الشوكي البشري وتقييم السلامة المرتبطة بالتسلسل بالتفصيل بناء على معلمات التسلسل التجريبية. في عام 2024 ، أجرى Agyeman et al.31 أول تصوير وظيفي بالموجات فوق الصوتية للحبل الشوكي في البشر ، والذي أظهر تكامل الاستجابات الوظيفية للحبل الشوكي مع التحفيز الكهربائي. أكد Khaing et al.32 صحة العلاقة بين مؤشرات تصوير التروية وشدة الإصابة في كل من الفئران والبشر بعد إصابة الحبل الشوكي الحادة. ومع ذلك ، لا يزال اكتشاف وتحليل مؤشرات ديناميكا الدم في موجات نبض الحبل الشوكي يتطلب مزيدا من التحقيق.

يمثل التشوه الخياري اضطرابا كبيرا وسائدا يؤثر على الحبل الشوكي. إنه يؤدي إلى تغييرات ديناميكية في السائل النخاعي وضغط الحبل الشوكي ، مما يعطل تدفق الدم في الحبل الشوكي وتنظيم الأوعية الدموية ، مما قد يؤدي إلى تصريف وريدي غير طبيعي33 ، وزيادة مقاومة الأوعيةالدموية 34 ، ونقص تروية الحبل الشوكيالمحتمل 35. تسهل مراقبة موجات نبض الحبل الشوكي فهما أعمق للتغيرات الديناميكية الدموية في الحبل الشوكي ، مما يوفر رؤى قيمة لتشخيص وعلاج التشوه الخياري واضطرابات الحبل الشوكيالأخرى 36.

تقدم هذه الدراسة بروتوكولا شاملا لاستخدام تصوير الأوعية الدموية دوبلر فائق السرعة لمراقبة المعلمات الفسيولوجية للحبل الشوكي أثناء الجراحة في البشر ، مع التركيز بشكل خاص على تطبيقه في مريض مصاب بتشوه خياري. تتيح هذه الطريقة الحصول في الوقت الفعلي على بيانات دوبلر فائقة السرعة بمعدل إطارات عالي أثناء التعرض للحبل الشوكي ، متبوعة بالمعالجة اللاحقة لإنشاء خرائط بكسل من RI و PI.

الوصول مقيد. يرجى تسجيل الدخول أو بدء فترة تجريبية لعرض هذا المحتوى.

البروتوكول

شملت هذه الدراسة أشخاصا بشريا ، وتم إجراء جميع الإجراءات وفقا للبروتوكولات المعتمدة من قبل لجنة أخلاقيات البحث البشري ، مستشفى هواشان التابع لجامعة فودان (2021-065). تم الحصول على الموافقة المستنيرة من جميع المشاركين. كان التنفيذ مخصصا فقط لأغراض البحث الأولي والتحقق من الصحة ، وليس للتشخيص السريري. تم تقييم مؤشرات السلامة ذات الصلة التي أوصت بها إدارة الغذاء والدواء لضمان الامتثال لمعايير السلامة المعمول بها. تم تشخيص المرضى المدرجين في هذه الدراسة بتشوه خياري. يتم توفير معايير الإدراج والاستبعاد والانسحاب للمشاركين في الملف التكميلي 1. الكواشف والمعدات المستخدمة مدرجة في جدول المواد.

1. إعداد الصك

  1. تحضير نظام التصوير بالموجات فوق الصوتية.
    1. قم بتوصيل المصفوفة الخطية المكونة من 128 قناة بنظام الموجات فوق الصوتية القابل للبرمجة.
      ملاحظة: قم بحماية مسبار الموجات فوق الصوتية باستخدام غلاف مصمم خصيصا ، على غرار برنامج 3D وملفق بواسطة الطباعة ثلاثية الأبعاد. كان المسبار المستخدم في هذه الدراسة عبارة عن نسخة مخصصة مصغرة وليس نسخة تجارية. تم تطبيق منصة نظام الموجات فوق الصوتية المستخدمة في هذه الدراسة سابقا في العديد من الدراسات للتحقيق في تصوير الأوعية الدموية البشرية37،38،39،40.
    2. اضبط التردد المركزي لمحول الطاقة على 15.625 ميجاهرتز ، أي ما يعادل دقة مكانية تبلغ 100 ميكرومتر.
    3. تأكد من تكوين درجة الصوت بين العناصر المجاورة على أنها 0.1 مم.
  2. قم بمعايرة الجهاز واختبر الرمز وتأكد من أن النظام يعمل بشكل صحيح.
  3. قم بإعداد منصة للتصوير المستقر.
    1. ضع الذراع الروبوتية بجانب سرير الجراحة وأغلقها بإحكام في مكانها لتثبيت المسبار لاحقا.
    2. تأكد من بقاء المسبار ثابتا طوال جلسة التصوير.
      ملاحظة: يقلل هذا الإعداد من الاهتزاز والتحولات الموضعية الناتجة عن التشغيل اليدوي ، مما يحسن من استقرار واتساق وضع المسبار أثناء التصوير.

2. إعداد تسلسل الموجات فوق الصوتية

  1. اضبط عمق التصوير المناسب وفقا للتصوير بالموجات فوق الصوتية في الوضع B.
  2. اضبط معدل الإطارات المركب على 1000 هرتز.
  3. اضبط وقت الاستحواذ على 0.4 ثانية.
  4. إرسال 11 موجة مستوية مائلة متباعدة بشكل موحد بين -10 درجات و +10 درجات ، بتردد تكرار نبضة يبلغ 11,000 هرتز.
    ملاحظة: تنبعث موجات المستوية المائلة بزوايا مختلفة بالنسبة للمحور الجانبي للمسبار. في هذه الدراسة ، تم توزيع 11 موجة مستوية بالتساوي من -10 درجة إلى + 10 درجات.

3. تحديد المواقع

  1. قم بتغطية مسبار الموجات فوق الصوتية بكيس واقي معقم للأدوات الطبية (الشكل 1 أ).
    1. ضع كمية وفيرة من جل الموجات فوق الصوتية داخل الكيس المعقم.
    2. أدخل المسبار في الحقيبة.
    3. قم بتأمين المسبار داخل الكيس بشريط مطاطي.
      ملاحظة: تم تحقيق الاقتران الصوتي عن طريق تطبيق هلام الموجات فوق الصوتية المعقم على السطح الداخلي للكيس المعقم ، والذي يحيط بالمسبار. تم وضع الكيس نفسه مباشرة على اتصال مع الأنسجة البشرية ، مما يسمح بنقل الموجات فوق الصوتية بشكل فعال دون اتصال مباشر بين وسط الاقتران والأنسجة.
  2. قم بتأمين المسبار بالذراع الروبوتية (الشكل 1 ب).
    1. ضع المسبار بدقة على السطح المكشوف للحبل الشوكي بعد استئصال الصفيحة الفقرية.
    2. قم بتثبيت المسبار باستخدام الذراع الروبوتية للحفاظ على وضع ثابت أثناء التصوير.
      ملاحظة: تم استخدام الذراع الروبوتية الهوائية لتثبيت مسبار الموجات فوق الصوتية. على الرغم من أنه يفتقر إلى قدرات المسح التلقائي ، إلا أن الذراع يتيح تحديد المواقع اليدوية الدقيقة والاستقرار طوال عملية الحصول على البيانات. تم التحكم في الذراع ، المجهزة في غرفة العمليات ، يدويا وتثبيتها من قبل الجراح الأساسي. في البداية ، تم تأمين جميع المفاصل الرئيسية ، متبوعا بتعديل دقيق للمفصل الطرفي الذي يحمل المسبار تحت توجيه الموجات فوق الصوتية في الوضع B.

4. الحصول على البيانات

  1. اضبط عمق التصوير المناسب وفقا للتصوير بالموجات فوق الصوتية في الوضع B.
  2. استخدم التصوير بالموجات فوق الصوتية في الوقت الفعلي لتحديد مستوى التصوير المناسب.
  3. حدد موقع اللوزتين المخيخية المنفتقة والحبل الشوكي.
    ملاحظة: تأكد من المحاذاة الصحيحة عندما يتم تصور كل من الحبل الشوكي واللوزتين المخيخيتين بوضوح داخل نفس مستوى التصوير ، مع حدود مميزة واتجاه تشريحي مناسب. في مستوى التصوير B ، تأكد من أن اللوزتين المخيخيتين تبدو متفوقة على الحبل الشوكي ، وأن الهامش الظهري للحبل يتم تحديده بوضوح مع التماثل بين اليسار واليمين. بعد التأكد من مستوى التصوير الصحيح ، احصل على صورة دوبلر واحدة فائقة السرعة للتحقق من وجود إشارات تدفق الدم واستقرارها.
  4. قم بإنهاء تسلسل الوضع B وبدء التسلسل فائق السرعة للحصول على البيانات.
    ملاحظة: قم بتنفيذ الإجراء في ظل ظروف درجة حرارة الغرفة العادية. مدة التصوير قصيرة ، ولم يظهر المسبار أي زيادة ملحوظة في درجة الحرارة أثناء الاستحواذ. توفر هذه الطريقة تصورا واضحا لهياكل الحبل الشوكي أثناء الجراحة ، مما يسمح بإجراء تعديلات دقيقة على المسبار لتحقيق التصوير الأمثل للأوعية الدموية ، وتتيح المقارنة مع صور التصوير بالرنين المغناطيسي قبل الجراحة. في الحالة المعروضة في هذه الدراسة ، كان نطاق عمق التصوير الأصلي من 0.5 إلى 9.5 مم. ظل عمق التصوير الفعلي ثابتا عبر جميع اللوحات.

5. تحليل إشارة تدفق الدم النابض في الحبل الشوكي قبل العلاج (الشكل 2)

  1. توليد صور دوبلر الطاقة لالأوعية الدموية في الحبل الشوكي. (الشكل 3)
    ملاحظة: تم تقييم استقرار المسبار من خلال تحليل تصوير دوبلر الكهربائي. يوضح التصور المتسق للأوعية المتميزة مكانيا الخالية من القطع الأثرية الملطخة فعالية الذراع الروبوتية في الحفاظ على نافذة صوتية مستقرة أثناء الاستحواذ.
    1. قم بإجراء تشكيل الحزمة على بيانات الترددات الراديوية المكتسبة.
    2. قم بتطبيق طريقة الترشيح الزمانية المكانية القائمة على تحلل القيمة المفردة (SVD) لفصل إشارات الأنسجة عن إشارات تدفق الدم وإزالة الضوضاء عالية التردد. حدد العتبات المناسبة لاستخراج مكونات تدفق الدم المطلوبة.
      ملاحظة: تشتمل إشارة صورة الموجات فوق الصوتية على مكونات من الأنسجة الرخوة وتدفق الدم والضوضاء العشوائية. يفصل الترشيح الزماني المكاني القائم على SVD هذه المكونات بناء على خصائصها الزمانيةالمكانية 41. تعمل هذه الطريقة على تحلل بيانات صورة الموجات فوق الصوتية إلى متجهات فردية وقيمها الفردية المقابلة. من خلال تحديد عتبة تصفية للقيم المفردة ، ترتبط القيم المفردة الكبيرة بالمتجهات الذاتية التي تمثل مكونات الأنسجة ذات الارتباط الزماني المكاني القوي ، وتتوافق القيم المفردة المتوسطة مع إشارات تدفق الدم الديناميكية ، وتمثل القيم المفردة الصغيرة بشكل أساسي الضوضاء. في هذه الدراسة ، تم تعيين عتبات SVD للاحتفاظ بالمكونات الفردية 80-380 قبل العلاج بالكي الكهربائي و 50-380 بعد التدخل الجراحي. تم تحديد هذه العتبة تجريبيا بناء على الخبرة السابقة (الشكل التكميلي 7).
    3. قم بإزالة تشكيل إشارة تدفق الدم المفلترة إلى إشارات figure-protocol-1معقدة في الطور / التربيع (IQ). احسب متوسط شدة الإشارة عند كل بكسل للحصول على صورة دوبلر الطاقة PW (x,z) (المعادلة 1)15. Nt هو عدد الإطارات المكتسبة.
      figure-protocol-2 (1)
      ملاحظة: تتميز بيانات دوبلر المؤهلة بتصوير واضح للأوعية الدموية ونسبة إشارة إلى ضوضاء عالية. إذا كان تصور الأوعية الدموية دون المستوى الأمثل، فأعد النظر في الخطوة 5.1.2 واضبط نطاق عتبة SVD وفقا لذلك.
  2. إجراء تحليل التردد الزمني لإشارة دوبلر (الشكل 4).
    1. قم بتقسيم إشارة تدفق الدم باستخدام نافذة زمنية قصيرة (الشكل 4 أ).
    2. قم بتطبيق تحويل فورييه السريع (FFT) لتقدير الكثافة الطيفية للطاقة عند كل بكسل (الشكل 4 ب).
      ملاحظة: تم اختيار طول النافذة لتغطية دورة قلبية واحدة على الأقل بشكل كاف ، مما يضمن إمكانية تحديد مكونات التردد الانقباضي والانبساطي بشكل موثوق. تم استخدام نافذة هان لتقليل التسرب الطيفي ، وتداخل النوافذ المجاورة لتعزيز الدقة الزمنية. في هذه الدراسة ، تم تطبيق FFT باستخدام نافذة Hann بطول 80 مع تداخل بنسبة 70٪.
    3. حرك النافذة باستمرار للحصول على متوسط تردد دوبلر المتغير بمرور الوقت.
  3. احسب خرائط RI و PI (الشكل 4C والشكل 5A-D).
    1. قم بتحليل متوسط تردد دوبلر لإشارات تدفق الدم بمرور الوقت عند وحدات بكسل محددة (الشكل 4C).
      ملاحظة: يمكن تأكيد صحة تحليل التردد من خلال ملاحظة التقلبات الدورية في متوسط تردد دوبلر التي تتوافق مع الدورة القلبية.
    2. تحديد سرعة تدفق الدم واختلافاته لحساب RI (المعادلة 2) 15 و PI (المعادلة 3) 15. VPSV هي ذروة السرعة الانقباضية ، و VEDV هي السرعة الانبساطي النهائي ، و V يعني هو متوسط سرعة التدفق.
      figure-protocol-3 (2)
      figure-protocol-4 (3)
    3. تبسيط حساب RI و PI باستخدام تردد دوبلر. احسب RI (المعادلة 4) و PI (المعادلة 5) عبر الحبل الشوكي بأكمله. fيعني (x ، z ، t) هو متوسط تردد دوبلر خلال نافذة زمنية محددة15.
      figure-protocol-5 (4)
      figure-protocol-6 (5)
      ملاحظة: بسبب تدفق الدم ، تخضع إشارة الموجات فوق الصوتية لانحراف التردد المعروف باسم تحول دوبلر ، والذي يرتبط بسرعة تدفق الدم V (المعادلة 6). يمثلدوبلر f تحول تردد دوبلر ، و c0 يشير إلى سرعة الصوت في الأنسجة الرخوة البشرية ، والنبض هو التردد المرسل لمسبار الموجات فوق الصوتية ، وهو الزاوية بين شعاع الموجات فوق الصوتية واتجاه تدفقالدم 15.
      figure-protocol-7 (6)
    4. يمثل متوسط تردد دوبلر متوسط قيمة التحول خلال نافذة زمنية محددة. نظرا لأن V يتناسب مع تحول دوبلر ، فيمكن تقريبه عن طريق تقييم متوسط تردد دوبلر عند كل بكسل بمرور الوقت.
  4. التحليل الإحصائي للمعهد المعرف ومؤشر الأداء
    1. استخدم الأقنعة المنطقية لاستخراج قيم RI وPI الصالحة من مناطق الاهتمام، واستبعاد القيم المتطرفة باستخدام طريقة النطاق الربيعي (IQR).
    2. قم بإجراء اختبار t للطالب المرجح لتقييم الاختلافات بين حالات ما قبل الجراحة وبعدها ، مع مراعاة بنية البيانات بالبكسل.
      ملاحظة: تم إجراء التحليلات الإحصائية ل RI و PI على مستوى البكسل ، وتم تصور اختلافات المجموعة باستخدام مخططات مربعة بمستويات دلالة مشار إليها بالعلامات النجمية (* ص < 0.05 ، ** ص < 0.01 ، *** ص < 0.001).

6. إدارة المرضى وسلامة بروتوكولات التصوير

  1. راقب العلامات الحيوية عن كثب. راقب باستمرار معدل ضربات القلب وضغط الدم ومعدل التنفس وتشبع الأكسجين ودرجة حرارة الجسم أثناء التصوير. تأكد من سلامة المريض وراحته طوال العملية.
    ملاحظة: يتم أيضا إجراء المراقبة الفيزيولوجية العصبية أثناء الجراحة (مثل الإمكانات الحسية الجسدية والإمكانات المحركة) ، مع الأخذ في الاعتبار أن تلف الأعصاب قد يحدث أثناء الجراحة.
  2. تأكد من ضغط المسبار المناسب. استخدم الذراع الروبوتية للحفاظ على ضغط مستقر وكاف على المسبار. تجنب القوة المفرطة التي يمكن أن تلحق الضرر بسطح الحبل الشوكي.
  3. حافظ على التواصل مع الفريق الجراحي. التواصل بوضوح مع الفريق الجراحي طوال عملية التصوير. الاستجابة الفورية لأي إزعاج للمريض أو مواقف غير متوقعة.

7. الحصول على وتحليل إشارة تدفق الدم النابض في الحبل الشوكي بعد العلاج

  1. كرر الخطوات الموضحة في الخطوة 5 لتحليل إشارة تدفق الدم في الحبل النخاعي بعد العلاج.
    ملاحظة: بعد العلاج بالكي الكهربائي ، تراجعت اللوزتان المخيخيتان مع انخفاض الحجم ، وحواف ضعيفة ، واستعادتا العلاقات التشريحية مع هياكل الأنسجة المحيطة (الشكل 6). تم الحصول على البيانات في نقطتين زمنيتين متميزتين أثناء الجراحة: قبل العلاج بالكي الكهربائي وبعد التدخل الجراحي. حاليا ، لا يزال استكشاف RI و PI في مرحلة أولية ولم يتم تنفيذه للتوجيه الجراحي في الوقت الفعلي. نتيجة لذلك ، بعد فترة وجيزة من الحصول السريع على البيانات ، استمر الإجراء الجراحي دون انقطاع كبير. بعد ذلك ، تمت معالجة البيانات التي تم جمعها في وضع عدم الاتصال (حوالي 5-10 دقائق ، يتم توفير تفاصيل خطوات المعالجة والتوقيت في الملف التكميلي 2) ، مما يضمن عدم وجود تأثير على سير العمل الجراحي. في المستقبل ، إذا كان من الممكن استخدام RI و PI للمساعدة في اتخاذ القرار أثناء الجراحة ، فمن المتوقع أن يتم دمجهما دون تعطيل الجدول الزمني الجراحي.

الوصول مقيد. يرجى تسجيل الدخول أو بدء فترة تجريبية لعرض هذا المحتوى.

النتائج

يوفر دوبلر فائق السرعة حساسية عالية ، مما يتيح تصويرا زمنيا عالي الدقة لشبكة الأوعية الدموية في الحبل الشوكي. بالمقارنة مع دوبلر الملون، توفر دوبلر الطاقة نسبة إشارة إلى ضوضاء أعلى (SNR)42. تم استخدام نطاق عتبة مناسب للمرشح الزماني المكاني القائم على SVD ، مما يتيح تحديد إشارات تدفق الدم الصالحة وتصوير اتجاه تدفق الدم. يعرض الشكل 3E ، F صور دوبلر القوة للحبل الشوكي في مريض تشوه خياري تم الحصول عليه باستخدام دوبلر فائق السرعة. يوضح هذان الشكلان نزول وت...

الوصول مقيد. يرجى تسجيل الدخول أو بدء فترة تجريبية لعرض هذا المحتوى.

المناقشة

في هذه الدراسة ، تم استخدام تصوير دوبلر فائق السرعة أثناء الجراحة لاستخراج تدفق الدم في الحبل الشوكي البشري. تم إجراء التحليل الطيفي وحساب RI و PI لاحقا على إشارات تدفق الدم ، مما يوفر صورا دوبلر للطاقة الدموية للأوعية الدموية في الحبل الشوكي وخرائط RI و PI المقابلة للمريض المصاب بتشوه خياري. في سياق الموجات فوق الصوتية فائقة السرعة ، تشير السفن الصغيرة إلى السفن التي يبلغ قطرها 100 ميكرومتر ، بينما تم تصنيف السفن الأصغر من 100 ميكرومتر على أنها سفن صغيرة30،<...

الوصول مقيد. يرجى تسجيل الدخول أو بدء فترة تجريبية لعرض هذا المحتوى.

الإفصاحات

ويعلن أصحاب البلاغ أنه ليس لديهم تضارب مالي في المصالح.

شكر وتقدير

تم دعم هذا العمل من قبل البرنامج الوطني للبحث والتطوير الرئيسي في الصين (رقم 2023YFC2410900) ، والمؤسسة الوطنية للعلوم الطبيعية في الصين (رقم 12274093) ، وبرنامج شنغهاي الدولي للتعاون العلمي والتكنولوجي (المنحة رقم 23490713500).

الوصول مقيد. يرجى تسجيل الدخول أو بدء فترة تجريبية لعرض هذا المحتوى.

المواد

قائمة المواد المستخدمة في هذه المقالة
الاسمالشركةرقم فهرسيالتعليقات
MATLAB  راند 2022بماث ووركسغير متاحلمعالجة البيانات بعد
مجهرزييسبينتيرو 8O0 إسللمراقبة المجهرية أثناء الجراحة
نظام الموجات فوق الصوتية القابل للبرمجةفيراسونيكسالفضل 256للتصوير بالموجات فوق الصوتية للأوعية الشوكية
الذراع الروبوتيةAesculap RT060Rلإصلاح المسبار
محولات مصفوفة خطية أحادية الكريستال عالية الترددفيراسونيكسL22-14vX للتصوير بالموجات فوق الصوتية للأوعية الشوكية
جل الموجات فوق الصوتيةمتعة الطفلاكتب متخلص من فجوة الهواء بين المسبار وسطح التلامس

المراجع

  1. Zucker, N., et al. Physio-fus: A tissue-motion based method for heart and breathing rate assessment in neurofunctional ultrasound imaging. EBioMedicine. 112, 105581(2025).
  2. Ghosh, A., et al. Impact of cardiovascular factors on pulse wave velocity and t otal vascular resistance in different age group patients with cardiovascular disorders. Curr Aging Sci. 11 (4), 261-268 (2019).
  3. Allen, J. Photoplethysmography and its application in clinical physiological measurement. Physiol Meas. 28 (3), R1-R39 (2007).
  4. Kouz, K., Scheeren, T. W. L., De Backer, D., Saugel, B. Pulse wave analysis to estimate cardiac output. Anesthesiology. 134 (1), 119-126 (2021).
  5. Hochman, S. Spinal cord. Curr Biol. 17 (22), R950-R955 (2007).
  6. Montalbano, M. J., Loukas, M., Oskouian, R. J., Tubbs, R. S. Innervation of the blood vessels of the spinal cord: A comprehensive review. Neurosurg Rev. 41 (3), 733-735 (2018).
  7. Soloukey, S., et al. Towards high-resolution functional ultrasound (fUS) imaging of the murine spinal cord. IEEE International Ultrasonics Symposium (IUS). , 2259-2262 (2019).
  8. Stroman, P. W., et al. The current state-of-the-art of spinal cord imaging: Methods. Neuroimage. 84, 1070-1081 (2014).
  9. Del Giorno, R., Troiani, C., Gabutti, S., Stefanelli, K., Gabutti, L. Comparing oscillometric and tonometric methods to assess pulse wave velocity: A population-based study. Ann Med. 53 (1), 1-16 (2021).
  10. Bothe, T. L., et al. Impact of oscillometric measurement artefacts in ambulatory blood pressure monitoring on estimates of average blood pressure and of its variability: A pilot study. J Hypertens. 41 (1), 140-149 (2023).
  11. Alqudah, A. M., et al. Multiple time and spectral analysis techniques for comparing the photoplethysmography to piezoelectric plethysmography with electrocardiography. Med Hypotheses. 143, 109870(2020).
  12. Zieff, G., et al. Pulse-wave velocity assessments derived from a simple photoplethysmography device: Agreement with a reference device. Front Cardiovasc Med. 10, 1108219(2023).
  13. Vargas, M. I., Boto, J., Meling, T. R. Imaging of the spine and spinal cord: An overview of magnetic resonance imaging (MRI) techniques. Rev Neurol (Paris). 177 (5), 451-458 (2021).
  14. Shabani, S., Meyer, B. P., Budde, M. D., Wang, M. C. Diagnostic imaging in spinal cord injury. Neurosurg Clin N Am. 32 (3), 323-331 (2021).
  15. Faure, F., et al. Quantification of brain-wide vascular resistivity via ultrafast Doppler in human neonates helps early detection of white matter injury. J Cereb Blood Flow Metab. 44 (9), 1577-1590 (2024).
  16. Hu, C., Feng, Y., Huang, P., Jin, J. Adverse reactions after the use of SonoVue contrast agent: Characteristics and nursing care experience. Medicine. 98 (44), e17745(2019).
  17. Han, S. H. Review of photoacoustic imaging for imaging-guided spinal surgery. Neurospine. 15 (4), 306-322 (2018).
  18. Van Den Bos-Van De Steeg, M. G. M., Fekkes, S., Saris, A., De Korte, C. L., Hansen, H. H. G. In vivo comparison of pulse wave velocity estimation based on ultrafast plane wave imaging and high-frame-rate focused transmissions. Ultrasound Med Biol. 48 (11), 2335-2343 (2022).
  19. Montaldo, G., Tanter, M., Bercoff, J., Benech, N., Fink, M. Coherent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 56 (3), 489-506 (2009).
  20. Mace, E., et al. Functional ultrasound imaging of the brain: Theory and basic principles. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 60 (3), 492-506 (2013).
  21. Bercoff, J., et al. Ultrafast compound Doppler imaging: Providing full blood flow characterization. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 58 (1), 134-147 (2011).
  22. Demené, C., et al. Ultrafast Doppler reveals the mapping of cerebral vascular resistivity in neonates. J Cereb Blood Flow Metab. 34 (6), 1009-1017 (2014).
  23. Bourquin, C., Poree, J., Lesage, F., Provost, J. In vivo pulsatility measurement of cerebral microcirculation in rodents using dynamic ultrasound localization microscopy. IEEE Trans Med Imaging. 41 (4), 782-792 (2022).
  24. Bourquin, C., et al. Quantitative pulsatility measurements using 3d dynamic ultrasound localization microscopy. Phys Med Biol. 69 (4), (2024).
  25. Zang, J. -Q., et al. Non-contrast-enhanced ultrafast ultrasound Doppler imaging of spinal cord micro-vessels. Acta Physica Sinica. 70 (11), (2021).
  26. Sui, Y., et al. Randomized spatial downsampling based robust PCA clutter filtering for ultrafast ultrasound imaging. IEEE International Ultrasonics Symposium (IUS). , 1-4 (2021).
  27. Beliard, B., et al. Ultrafast Doppler imaging and ultrasound localization microscopy reveal the complexity of vascular rearrangement in chronic spinal lesions. Sci Rep. 12 (1), 6574(2022).
  28. Yu, J. -J., et al. Ultrafast ultrasound localization microscopy method for spinal cord mircovasculature imaging. Acta Physica Sinica. 71 (17), 174302(2022).
  29. Yu, J., Dong, H., Ta, D., Xie, R., Xu, K. Super-resolution ultrasound microvascular angiography for spinal cord penumbra imaging. Ultrasound Med Biol. 49 (9), 2140-2151 (2023).
  30. Yan, S., et al. Ultrafast ultrasound vector Doppler for small vasculature imaging. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 70 (7), 613-624 (2023).
  31. Agyeman, K. A., et al. Functional ultrasound imaging of the human spinal cord. Neuron. 112 (10), 1710-1722 (2024).
  32. Khaing, Z. Z., et al. Perfusion imaging metrics after acute traumatic spinal cord injury are associated with injury severity in rats and humans. Sci Transl Med. 16 (765), eadn4970(2024).
  33. Williams, H. A unifying hypothesis for hydrocephalus, Chiari malformation, syringomyelia, anencephaly, and spina bifida. Cerebrospinal Fluid Res. 5, 7(2008).
  34. Heiss, J. D. Cerebrospinal fluid hydrodynamics in Chiari I malformation and syringomyelia: Modeling pathophysiology. Neurosurg Clin N Am. 34 (1), 81-90 (2023).
  35. Pinna, G., Alessandrini, F., Alfieri, A., Rossi, M., Bricolo, A. Cerebrospinal fluid flow dynamics study in Chiari I malformation: Implications for syrinx formation. Neurosurg Focus. 8 (3), E3(2000).
  36. Da Cunha, B. L. B., et al. Intraoperative neuromonitoring in Chiari I malformation surgery: A systematic review and meta-analysis. Neurosurg Rev. 47 (1), 634(2024).
  37. Verhoef, L., et al. Freehand ultrafast Doppler ultrasound imaging with optical tracking allows for detailed 3d reconstruction of blood flow in the human brain. IEEE Trans Med Imaging. , (2025).
  38. Fakhari, N., et al. Longitudinal assessment of cerebral blood volume variation in human neonates using ultrafast power Doppler and diverging waves. IEEE Trans Med Imaging. 42 (8), 2223-2234 (2023).
  39. Huang, L., et al. Improved ultrafast power Doppler imaging by using spatiotemporal Non-Local means filtering. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 69 (5), 1610-1624 (2022).
  40. Lok, U. W., et al. Ultrasound microvessel imaging of the human placenta demonstrates altered vessel densities in fetal growth restriction with vascular and immune pathologies: A pilot case-control study. J Ultrasound Med. 44 (2), 285-299 (2025).
  41. Desailly, Y., et al. Contrast enhanced ultrasound by real-time spatiotemporal filtering of ultrafast images. Phys Med Biol. 62 (1), 31-42 (2017).
  42. Martinoli, C., et al. Power Doppler sonography: Clinical applications. Eur J Radiol. 27 Suppl2, S133-S140 (1998).
  43. Tanter, M., Fink, M. Ultrafast imaging in biomedical ultrasound. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 61 (1), 102-119 (2014).
  44. Bonow, R. H., Young, C. C., Bass, D. I., Moore, A., Levitt, M. R. Transcranial Doppler ultrasonography in neurological surgery and neurocritical care. Neurosurg Focus. 47 (6), E2(2019).
  45. Wagshul, M. E., et al. The pulsating brain: A review of experimental and clinical studies of intracranial pulsatility. Fluids Barriers CNS. 8 (1), 5(2011).
  46. Sun, Q., Fu, Y., Yan, S., Xu, K. 4-D vector Doppler imaging using row-column addressed array. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 72 (2), 202-214 (2025).
  47. Sun, Q., et al. Single crystal row-column array-based rat brain 3-D ultrasound localization microscopy. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 72 (6), 698-708 (2025).
  48. Posada, D., et al. Staggered multiple-prf ultrafast color Doppler. IEEE Trans Med Imaging. 35 (6), 1510-1521 (2016).
  49. Poree, J., et al. Dealiasing high-frame-rate color Doppler using dual-wavelength processing. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 68 (6), 2117-2128 (2021).
  50. Tuccio, G., Afrakhteh, S., Iacca, G., Demi, L. Time-efficient ultrasound localization microscopy based on a novel radial basis function 2d interpolation. IEEE Trans Med Imaging. 43 (5), 1690-1701 (2024).
  51. Afrakhteh, S., Mento, F., Demi, L. Application of tensor completion for reducing the beamforming time in ultrafast ultrasound imaging: A Doppler ultrasound assessment. IEEE Ultrason Ferroelectr Freq Control Joint Symp (UFFC-JS). , 1-4 (2024).
  52. Afrakhteh, S., Iacca, G., Demi, L. A two-dimensional angular interpolation based on radial basis functions for high frame rate ultrafast imaging. J Acoust Soc Am. 154 (5), 3454-3465 (2023).
  53. Denarie, B., et al. Coherent plane wave compounding for very high frame rate ultrasonography of rapidly moving targets. IEEE Transactions on Medical Imaging. 32 (7), 1265-1276 (2013).
  54. Poree, J., et al. High-frame-rate echocardiography using coherent compounding with Doppler-based motion-compensation. IEEE Trans Med Imaging. 35 (7), 1647-1657 (2016).
  55. Hingot, V., Errico, C., Tanter, M., Couture, O. Subwavelength motion-correction for ultrafast ultrasound localization microscopy. Ultrasonics. 77, 17-21 (2017).
  56. Harput, S., et al. Two-stage motion correction for super-resolution ultrasound imaging in the human lower limb. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 65 (5), 803-814 (2018).
  57. Yu, J., Cai, Y., Zeng, Z., Xu, K. Voxelmorph-based deep learning motion correction for ultrasound localization microscopy of spinal cord. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. , 1752-1764 (2024).

الوصول مقيد. يرجى تسجيل الدخول أو بدء فترة تجريبية لعرض هذا المحتوى.

إعادة الطباعة والأذونات

طلب إذن لإعادة استخدام النص أو الأشكال في مقالة JoVE هذه

طلب إذن

الوسوم

الفيديو قريباً

مقالات ذات صلة