Artykuł metodologiczny

Obrazowanie przepływu krwi za pomocą ultraszybkiego Dopplera

8.3K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/61838

⸱

14 października 2020

 ,  , 
1Translational Medicine Department, The Hospital for Sick Children, PGCRL Research Institute, 2The Labatt Family Heart Centre, Department of Pediatric, The Hospital for Sick Children, University of Toronto, 3Medical Biophysics Department, University of Toronto

W tym artykule

Podsumowanie

Ten protokół pokazuje, jak zastosować ultraszybkie obrazowanie dopplerowskie ultrasonograficzne do ilościowego określenia przepływów krwi. Po akwizycji trwającej 1 s eksperymentator ma dostęp do filmu z pełnym polem widzenia z wartościami prędkości osiowej dla każdego piksela co ≈0,3 ms (w zależności od czasu lotu ultradźwięków).

Streszczenie

Efekt pulsacyjnego Dopplera jest główną techniką używaną w echografii klinicznej do oceny przepływu krwi. Stosowany z konwencjonalnymi zogniskowanymi trybami dopplerowskimi ultradźwięków, ma kilka ograniczeń. Po pierwsze, potrzebna jest precyzyjnie dostrojona operacja filtrowania sygnału, aby odróżnić przepływy krwi od otaczających poruszających się tkanek. Po drugie, operator musi wybrać między lokalizacją przepływów krwi a ich ilościowym określeniem. W ciągu ostatnich dwóch dekad obrazowanie ultrasonograficzne uległo zmianie paradygmatu wraz z pojawieniem się ultraszybkich ultradźwięków wykorzystujących fale nieostre. Oprócz stukrotnego wzrostu liczby klatek na sekundę (do 10000 Hz), ta nowa technika przełamuje również konwencjonalny kompromis między kwantyfikacją a lokalizacją, oferując pełne mapowanie przepływu krwi w polu widzenia i jednoczesny dostęp do precyzyjnych pomiarów prędkości na poziomie pojedynczego piksela (do 50 μm). Ta ciągłość danych zarówno w wymiarze przestrzennym, jak i czasowym znacznie poprawia proces filtrowania tkanek/krwi, co skutkuje zwiększoną wrażliwością na małe prędkości przepływu krwi (do 1 mm/s). W niniejszej pracy metodycznej staramy się przybliżyć pojęcie ultraszybkiego Dopplera oraz jego główne parametry. Po pierwsze, podsumowujemy fizyczne zasady obrazowania fal nieostrych. Następnie przedstawiamy główne kroki przetwarzania sygnału dopplerowskiego. W szczególności wyjaśniamy praktyczną implementację krytycznych algorytmów separacji tkanek i przepływu krwi oraz ekstrakcję prędkości z tych przefiltrowanych danych. Ten teoretyczny opis jest uzupełniony doświadczeniami in vitro. Fantom tkankowy osadzający kanał z przepływającym płynem naśladującym krew jest obrazowany za pomocą programowalnego systemu ultrasonograficznego do badań. Uzyskuje się obraz przepływu krwi, a charakterystyka przepływu jest wyświetlana dla kilku pikseli w kanale. Na koniec proponuje się przegląd zastosowań in vivo, pokazując przykłady w kilku narządach, takich jak tętnice szyjne, nerki, tarczyca, mózg i serce.

Wprowadzenie

Obrazowanie ultradźwiękowe jest jedną z najczęściej stosowanych technik obrazowania w praktyce klinicznej i działalności badawczej. Połączenie emisji fal ultradźwiękowych w tkankach biologicznych, a następnie zapis echa wstecznie rozproszonego pozwala na rekonstrukcję obrazów anatomicznych, tzw. "B-Mode". Metoda ta jest doskonale przystosowana do obrazowania tkanek miękkich, takich jak tkanki biologiczne, które zazwyczaj pozwalają na penetrację ultradźwięków na kilka centymetrów, z prędkością propagacji ≈1540 m/s. W zależności od częstotliwości środkowej sondy ultradźwiękowej uzyskuje się obrazy o rozdzielczości od 30 μm do 1 mm. Ponadto powszechnie wiadomo, że ruch źródła akustycznego wpływa na właściwości fizyczne związanych z nim fal. W szczególności związek między przesunięciami częstotliwości fali w stosunku do prędkości jej źródła jest opisany jako efekt Dopplera1, którego najprostszym przejawem jest zmieniający się dźwięk syreny jadącej karetki. Obrazowanie ultrasonograficzne od dawna wykorzystuje ten efekt fizyczny do obserwacji poruszających się czerwonych krwinek2 i proponuje różne tryby obrazowania powszechnie określane jako "obrazowanie dopplerowskie". Tryby te umożliwiają ocenę przepływu krwi w bardzo różnych zastosowaniach i narządach, takich jak mózg, serce, nerki lub tętnice obwodowe.

Co ciekawe, większość obecnie dostępnych systemów ultradźwiękowych opiera się na tej samej technologii, określanej jako konwencjonalne ultradźwięki. Podstawowe zasady są następujące: wiązka akustyczna insonizuje pole widzenia i jest przesuwana wzdłuż otworu przetwornika ultradźwiękowego. Dla każdej pozycji wiązki echa są rejestrowane i przekształcane w linię końcowego obrazu. Poprzez stopniowe przesuwanie wiązki wzdłuż przetwornika, całe pole widzenia może być obrazowane linia po linii (Rysunek 1, lewy panel). Strategia ta była dobrze dostosowana do ograniczeń elektrycznych i mocy obliczeniowej panujących do początku XXI wieku. Niemniej jednak ma kilka wad. Wśród nich ostateczna liczba klatek na sekundę jest ograniczona do kilkuset obrazów na sekundę w procesie skanowania wiązką. Jeśli chodzi o przepływ krwi, ta stosunkowo niska liczba klatek na sekundę wpływa na maksymalne prędkości przepływu, które można wykryć, co jest podyktowane kryteriami próbkowania Shannona-Nyquista3. Co więcej, konwencjonalny Doppler musi radzić sobie ze złożonym kompromisem. Aby ocenić prędkość przepływu krwi w określonym obszarze zainteresowania (ROI), należy kolejno zarejestrować kilka echa pochodzących z tego ROI. Oznacza to, że wiązka ultradźwiękowa jest tymczasowo utrzymywana w ustalonej pozycji. Im dłuższy zespół echa, tym lepsze będzie oszacowanie prędkości dla tego zwrotu z inwestycji. Jednak, aby uzyskać pełny obraz pola widzenia, wiązka musi skanować ośrodek. W związku z tym można wyczuć konflikt między tymi dwoma ograniczeniami: trzymaniem wiązki w celu precyzyjnej oceny prędkości wzdłuż jednej linii lub przesuwaniem wiązki w celu uzyskania obrazu. Różne konwencjonalne tryby Dopplera (tj. Color Doppler lub Pulse Wave Doppler) bezpośrednio odzwierciedlają ten kompromis. Zazwyczaj Color Doppler tworzy mapę przepływu o niskiej wierności używaną do lokalizacji naczyń 4, a Doppler fali pulsacyjnej jest następnie używany do dokładnego ilościowego określenia przepływu we wcześniej zidentyfikowanym zbiorniku5.

Te dwa ograniczenia (niska liczba klatek na sekundę i kompromis między lokalizacją a kwantyfikacją) są pokonywane dzięki bardzo szybkim technikom generowania klatek. Wśród nich można przytoczyć podejście z syntetyczną aperturą6 lub technikę transmisji wieloliniowej7. W tym badaniu skupiamy się na tzw. metodzie ultraszybkich ultradźwięków. Wprowadzona dwie dekady temu8,9,10, ta metoda również opiera się na emisji/odbiorze ultradźwięków, ale z radykalnie innym wzorcem. Rzeczywiście, zamiast korzystać ze skupionej wiązki skaningowej, ultraszybkie obrazowanie wykorzystuje fale płaskie lub fale rozbieżne, które są w stanie insonizować pole widzenia za pomocą pojedynczej emisji. Po tej pojedynczej emisji, związana z nią elektronika jest również w stanie odbierać i przetwarzać ogromną liczbę echa pochodzącego z całego pola widzenia. Na końcu obraz można zrekonstruować na podstawie pojedynczego wzorca emisji/odbioru11 (Rysunek 1, prawy panel). Te nieskoncentrowane emisje mogą mieć niski stosunek sygnału do szumu (SNR) ze względu na rozprzestrzenianie się energii akustycznej. Można temu zaradzić, emitując kilka nazwanych fal płaskich (lub fal rozchodzących się o różnych źródłach) i dodając powstałe obrazy. Ta metoda nosi nazwę "spójne składanie"12. Wynikają z tego dwie zasadnicze konsekwencje. Po pierwsze, liczba klatek na sekundę zależy tylko od czasu lotu ultradźwięków i może osiągnąć typowe wartości od 1 do 10 kHz. Po drugie, zapewnia to ciągłość danych zarówno w wymiarze przestrzennym, jak i czasowym, określaną również jako spójność czasoprzestrzenna. W ten sposób zostaje przełamany konwencjonalny kompromis między lokalizacją a kwantyfikacją. To połączenie dużej liczby klatek na sekundę i koherencji czasoprzestrzennej ma ogromny wpływ na zdolność wykrywania przepływów krwi za pomocą ultradźwięków. W porównaniu z konwencjonalnymi ultrasonografami, ultraszybkie ultrasonografie zapewniają pełną charakterystykę przepływu krwi3. W praktyce użytkownik ma dostęp do przebiegu prędkości w czasie w każdym pikselu obrazu, przez cały czas trwania akwizycji (zwykle ≈1 s), ze skalą czasową określoną przez liczbę klatek na sekundę (typowo częstotliwość odświeżania 5 kHz dla rozdzielczości czasowej 200 μs). Ta wysoka liczba klatek na sekundę sprawia, że metoda ta nadaje się do szerokiego zakresu zastosowań, takich jak szybki przepływ w ruchomych narządach, takich jak komory serca13 lub mięsień sercowy z mikroperfuzją wieńcową14. Ponadto wykazano, że jego spójność czasoprzestrzenna znacznie poprawia jego zdolność do oddzielania powolnego przepływu krwi od poruszających się tkanek tła, zwiększając w ten sposób wrażliwość na przepływ mikronaczyniowy15. Ta pojemność daje dostęp do mikroukładu krążenia mózgu zarówno u zwierząt16, jak i humans17.

Stąd, ultraszybkie ultradźwięki są dobrze przystosowane do obrazowania przepływu krwi w różnych sytuacjach. Jest ograniczony do miękkich tkanek biologicznych i będzie silnie dotknięty obecnością twardych interfejsów, takich jak kości, lub jamy gazowej, takiej jak płuca. Dostrojenie parametrów fizycznych sekwencji ultradźwiękowej pozwala na badanie zarówno powolnych (do 1 mm/s11,16), jak i szybkich przepływów (do kilku m/s). Istnieje kompromis między rozdzielczością przestrzenną a głębokością penetracji. Zazwyczaj rozdzielczość 50 μm można osiągnąć kosztem penetracji około 5 mm. I odwrotnie, penetrację można zwiększyć do 15-20 cm kosztem rozdzielczości 1 mm. Warto zauważyć, że większość ultraszybkich skanerów, takich jak ten użyty w tym artykule, dostarcza tylko obrazy 2D.

Tutaj proponujemy prosty protokół wprowadzający koncepcję ultraszybkiego obrazowania dopplerowskiego, wykorzystując programowalny ultrasonograf badawczy i fantom dopplerowski naśladujący naczynie (tętnicę lub żyłę) osadzone w tkance biologicznej.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Protokół

1. Przygotowanie zestawu do tworzenia fantoma Dopplera (Rysunek 2A)

  1. Połącz pompę perystaltyczną, zbiornik z płynem imitującym krew, tłumik pulsacji oraz fantom przepływu Dopplera za pomocą plastikowych rurek.
  2. Wybierz kanał o średnicy 4 mm.
  3. Zaprogramuj pompę tak, aby tłoczyła płyn z prędkością 720 mL/min przez 0,3 s, a następnie z prędkością 50 mL/min przez 0,7 s, aby odpowiednio naśladować fazy skurczu i rozkurczu serca.
  4. Uruchom pompę i delikatnie potrząśnij rurkami, aby usunąć ewentualne pęcherzyki powietrza.
    UWAGA: Operator może wybrać inną średnicę kanału i inną wydajność pompy, ale musi upewnić się, że sekwencja ultradźwiękowa jest wystarczająco szybka, aby zarejestrować najwyższe prędkości przepływu. Równanie 3 przedstawione w dalszej części może pomóc w zaprojektowaniu sekwencji.

2. Konfiguracja ultraszybkiego skanera ultradźwiękowego (Rysunek 2A)

  1. Podłącz skaner badawczy z funkcją obrazowania ultraszybkiego do komputera hosta za pomocą łącza PCI express.
  2. Zmień adapter przetwornika w skanerze ultradźwiękowym tak, aby pasował do złącza głowicy, a następnie podłącz głowicę.
  3. Uruchom program Matlab i aktywuj licencję skanera ultradźwiękowego.
    UWAGA: Niniejsza sekcja oraz kolejne zakładają domyślnie użycie systemu Verasonics Vantage.

3. Programowanie sekwencji ultradźwięków

  1. Korzystając ze skryptów przykładów, zaprojektuj konwencjonalną sekwencję ogniskową „B-Mode” (tj. echograficzną), która zostanie wykorzystana do pozycjonowania głowicy.
    1. Ustaw głębokość obrazowania na 50 mm.
    2. Ustaw głębokość ogniskowania na 35 mm.
  2. Korzystając ze skryptów przykładów, zaprojektuj ultraszybką sekwencję ultradźwiękową.
    1. Ustaw głębokość obrazowania na 50 mm.
    2. Zaprogramuj 3 pochylone fale płaskie pod kątami [-3,0,3] stopnia.
    3. Ustaw częstotliwość powtarzania impulsów (PRF) na 12 kHz.
    4. Użyj 4 półcykli dla przebiegu fali ultradźwiękowej, z częstotliwością środkową zależną od użytej głowicy. W tym przypadku przyjmuje się częstotliwość środkową 5.2 MHz.
    5. Ustaw całkowity czas trwania na 1 s.

4. Pozycjonowanie sondy i akwizycja danych

  1. Nałożyć żel do badań USG na soczewkę głowicy.
  2. Umieścić głowicę na fantomie i uruchomić sekwencję ultradźwiękową w trybie B (B-Mode).
  3. Zlokalizować badany kanał. Płyn wydaje się ciemniejszy niż otaczająca go tkanka. Ustawić głowicę w widoku podłużnym.
  4. Utrzymać głowicę ręcznie w interesującej pozycji.
  5. Zakończyć sekwencję w trybie B i uruchomić skrypt akwizycji sekwencji ultrafast.

5. Rekonstrukcja obrazu (Rycina 2B)

  1. Po zakończeniu sekwencji zapisz surowe dane (nazywane również danymi częstotliwości radiowej, „RF”).
  2. Uruchom skrypt rekonstrukcji obrazu przy użyciu domyślnego oprogramowania systemu ultradźwiękowego. Na koniec procesu powinna zostać utworzona macierz danych IQ.
    UWAGA: Echa ultradźwiękowe są rejestrowane na każdym elemencie przetwornika i dla każdej emisji/recepcji, a następnie przechowywane w macierzy danych RF. Rekonstrukcja obrazu stosuje odpowiednią zależność opóźnień do każdego kanału i skutkuje powstaniem tzw. macierzy „IQ” (In-Phase/Quadrature). Złożona macierz IQ posiada trzy wymiary: dwa dla przestrzeni (głębokość i szerokość obrazu) oraz jeden dla czasu

6. Filtrowanie szumów (Rysunek 2C)

UWAGA: W odniesieniu do kroków 6-7 należy zapoznać się ze skryptem Matlab dostarczonym w Materiałach uzupełniających.

  1. Przekształć trójwymiarową (przestrzeń x przestrzeń x czas) macierz IQ w dwuwymiarową (przestrzeń x czas) macierz Casoratiego, oznaczoną jako IQr.
  2. Oblicz rozkład według wartości osobliwych15 macierzy IQr (Równanie 1).
    figure-protocol-1 Równanie 1
  3. Oblicz macierz podobieństwa przestrzennego C, wykorzystując przestrzenne wektory osobliwe U zgodnie z opisem Barangera i wsp.18 (II, D), a następnie wyznacz granice podprzestrzeni krwi N.
  4. Wykorzystaj tę wartość odcięcia N do przefiltrowania danych IQ zgodnie z opisem Demene i wsp.15 (II, C).

7. Wizualizacja przepływu i pomiary prędkości (Rycina 2C)

  1. Oblicz mapę power Doppler PD poprzez całkowanie obwiedni przefiltrowanych danych IQt wzdłuż wymiaru czasowego (Równanie 2). Współrzędne 3D z, x i t to odpowiednio głębokość, szerokość i wymiar czasowy, a nt to liczba nabytych klatek.
    figure-protocol-2 Równ. 2
  2. Wyświetl mapę PD w skali logarytmicznej. Aby ustawić zakres dynamiczny, oblicz średnią wartość PD w obszarze poza kanałem i użyj tej wartości w dB jako dolnej granicy zakresu dynamicznego. Typowy zakres dynamiczny wynosi [-30, 0] dB.
  3. Zdefiniuj na obrazie okrągły obszar zainteresowania (ROI), zawierający od 1 do 30 pikseli.
  4. Uśrednij sygnał IQf w obrębie pikseli tego ROI, aby uzyskać wektor figure-protocol-3 składający się z nt punktów czasowych.
  5. Oblicz i wyświetl spektrogram Dopplera dla figure-protocol-4, wykorzystując kwadrat modułu krótkoczasowej transformaty Fouriera (STFT).
    1. Ustaw okno STFT na 60-próbkowe okno Hanna.
    2. Ustaw pokrycie STFT na 90% długości okna.
  6. Nałóż częstotliwość środkową dla każdego punktu czasowego spektrogramu.
  7. Przelicz wartości częstotliwości f na osiowe prędkości krwi vz korzystając z wzoru Dopplera (Równanie 3). c0 to prędkość dźwięku w ośrodku, a fTW to częstotliwość środkowa emitowanej fali ultradźwiękowej (tutaj 5.2 MHz).
    figure-protocol-5 Równ. 3

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Wyniki

Jakość akwizycji oraz postprocesingu ocenia się w pierwszej kolejności poprzez inspekcję wizualną. Kształt kanału musi być wyraźnie widoczny na obrazie Power Doppler, a obszar tkanki musi być ciemny. Jeśli sygnał Power Doppler nie jest ograniczony do kanału, może to oznaczać, że etap filtrowania szumów przebiegł nieprawidłowo (próg SVD jest zbyt niski) lub że podczas akwizycji sonda uległa silnemu przesunięciu.

Po inspekcji wizualnej analiza spektrogramu wewnątrz kanału może dostarczyć istotny...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Dyskusja

Wokół głównej ramy tego protokołu możliwych jest kilka wariantów.

Problemy ze sprzętem
Jeśli użytkownik dostarcza swój niestandardowy komputer hosta, płyta główna i obudowa komputera muszą mieć dostępne gniazdo PCI Express. Procesor musi również mieć wystarczającą liczbę linii PCIe, aby obsłużyć wszystkie urządzenia.

Wybór sondy
Sonda ultradźwiękowa (zwana również przetwornikiem) jest dobierana w zależności od wymaganej ro...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Oświadczenia

Brak konfliktu interesów

Podziękowania

Chcielibyśmy podziękować Shreya Shah za jej korektę i rady.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Płyn naśladujący krewCIRS Inc, Norfolk, Wirginia, USA069Fantom
przepływu dopplerowskiegoDTF CIRS Inc, Norfolk, Wirginia, Stany ZjednoczoneATS523A
MatlabMathWorks, Natick, Massachusetts, Stany Zjednoczone
Pompa perystaltyczna / pompa przepływowa DoppleraCIRS Inc, Norfolk, Wirginia, USA769Zawiera rurki i tłumik
impulsówPrzetwornik adpterVerasonics, Kirkland, Waszyngton, Stany ZjednoczoneUTA 408-GE
Ultraszybki ultrasonograf badawczyVerasonics, Kirkland, Waszyngton, USAVantage 256
Sonda/przetwornik ultradźwiękowyGE HealthcareGE 9L-D

Bibliografia

  1. Doppler, C. Ueber das farbige Licht der Doppelsterne und einiger anderer Gestirne des Himmels. , (2020).
  2. 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).
  3. 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).
  4. Evans, D. H., Jensen, J. A., Nielsen, M. B. Ultrasonic colour Doppler imaging. Interface Focus. 1 (4), 490-502 (2011).
  5. 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).
  6. Jensen, J. A., Nikolov, S. I., Gammelmark, K. L., Pedersen, M. H. Synthetic aperture ultrasound imaging. Ultrasonics. 44, SUPPL (2006).
  7. 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).
  8. 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).
  9. 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).
  10. 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).
  11. Tanter, M., Fink, M. Ultrafast imaging in biomedical ultrasound. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 61 (1), 102-119 (2014).
  12. 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).
  13. Papadacci, C., Pernot, M., Couade, M., Fink, M., Tanter, M. High-contrast ultrafast imaging of the heart. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 61 (2), 288-301 (2014).
  14. Maresca, D., et al. Noninvasive Imaging of the Coronary Vasculature Using Ultrafast Ultrasound. JACC: Cardiovascular Imaging. 11 (6), 798-808 (2018).
  15. 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).
  16. Demené, C., et al. 4D microvascular imaging based on ultrafast Doppler tomography. NeuroImage. 127, 472-483 (2016).
  17. 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).
  18. 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).
  19. 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).
  20. 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).
  21. Demené, C., Mairesse, J., Baranger, J., Tanter, M., Baud, O. Ultrafast Doppler for neonatal brain imaging. NeuroImage. 185, 851-856 (2019).
  22. Villemain, O., et al. Ultrafast Ultrasound Imaging in Pediatric and Adult Cardiology. JACC: Cardiovascular Imaging. , (2019).
  23. 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).
  24. 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).
  25. 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).
  26. Chau, G., Li, Y. L., Jakovljevic, M., Dahl, J., Rodr, P. Wall Clutter Removal in Doppler Ultrasound using Principal Component Pursuit. , (2018).
  27. 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).
  28. 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).
  29. 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).
  30. 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).
  31. 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).
  32. 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).
  33. 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).
  34. 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).
  35. 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).
  36. I, IEC. IEC 62127-1 - Measurement and characterization of medical ultrasonic fields up to 40 MHz. IEC. , 61010-61011 (2013).

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Przedruki i uprawnienia

Poproś o pozwolenie na ponowne wykorzystanie tekstu lub ilustracji tego artykułu JoVE

Poproś o pozwolenie

Tagi

efekt Dopplera impulsowegofantom tkankowyrozk ad wed ug warto ci osobliwychmapa Power Dopplerspektrogram Doppleraocena mikroperfuzjiprogramowanie sekwencji ultrad wi kowychfiltrowanie clutteru

Powiązane artykuły