Artykuł metodologiczny

Ultraszybkie dopplerowskie obrazowanie naczyniowe do śródoperacyjnego monitorowania fizjologicznego ludzkiego rdzenia kręgowego

688 wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/68260

⸱

29 sierpnia 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

W tym artykule

Podsumowanie

W pracy przedstawiono zastosowanie ultraszybkiego obrazowania dopplerowskiego naczyń krwionośnych do monitorowania fizjologicznego podczas operacji rdzenia kręgowego człowieka.

Streszczenie

Monitorowanie parametrów fizjologicznych jest niezbędne do oceny stanu pacjenta podczas scenariuszy śródoperacyjnych. Informacje hemodynamiczne, takie jak ciśnienie krwi i tętno, można uzyskać z ultradźwiękowych sygnałów dopplerowskich, odzwierciedlających funkcję naczyń krwionośnych i wskazujących ryzyko patologiczne w czasie rzeczywistym. W porównaniu z oscylometrią, rezonansem magnetycznym (MRI), konwencjonalnym dopplerowskim i metodami piezoelektrycznymi, ultraszybki Doppler zapewnia lepszą rozdzielczość czasową i wysoką czułość dla małych naczyń. W niniejszej pracy opisano śródoperacyjne zastosowanie ultraszybkiego obrazowania dopplerowskiego w rdzeniu kręgowym pacjenta z wadami rozwojowymi Chiariego. Przetwarzanie końcowe wygenerowanych danych w zakresie dopplerowskich obrazów dopplerowskich układu naczyniowego rdzenia kręgowego i parametrów fizjologicznych, w tym szczegółowe mapowanie wskaźnika rezystywności (RI) i wskaźnika pulsowalności (PI). Zarówno RI jak i PI wykazały znaczące zmniejszenie po interwencji chirurgicznej (średnia RI 0,47 → 0,32; średnia PI: 0,63 → 0,39; p < 0,001), ze spójnymi trendami obserwowanymi w medianach, co wskazuje na poprawę hemodynamiki rdzenia kręgowego. Ocena zmian parametrów PI/RI przy użyciu tej metody może zapewnić szersze zrozumienie progresji choroby i skuteczności leczenia, potencjalnie kierując strategiami chirurgicznymi i podejściami terapeutycznymi.

Wprowadzenie

Dynamika ciśnienia krwi, jako ważny śródoperacyjny wskaźnik fizjologiczny, dostarcza cennych wskazówek dla strategii chirurgicznej i zapewnia bezpieczeństwo operacyjne1. Fale tętna, generowane przez okresowe skurcze i rozluźnienia serca, rozchodzą się przez układ naczyniowy tętniczy z aorty jako fale ciśnienia2. Fale te można uznać za bezpośrednią manifestację funkcji układu sercowo-naczyniowego, dostarczając krytycznych informacji dla zrozumienia dynamiki ciśnienia krwi i ogólnej hemodynamiki3. W praktyce klinicznej fale tętna są szeroko wykorzystywane do ciągłej oceny stanu hemodynamicznego4.

Jako stacja przekaźnikowa i centrum odruchowe w ośrodkowym układzie nerwowym, rdzeń kręgowy odgrywa kluczową rolę w przekazywaniu informacji motorycznych i sensorycznych. Stabilność jego ukrwienia ma kluczowe znaczenie dla utrzymania i przywrócenia funkcji neurologicznych6. Sygnał pulsacyjnego przepływu krwi w rdzeniu kręgowym jest ściśle związany z falą tętna, zawierającą informacje o elastyczności naczyń krwionośnych i hemodynamice, odzwierciedlając w ten sposób fizjologiczne i patologiczne zmiany rdzenia kręgowego. Monitorowanie tych sygnałów stoi przed poważnymi wyzwaniami ze względu na mały rozmiar rdzenia kręgowego, skomplikowaną architekturę naczyń krwionośnych7 i złożone wzorce przepływu krwi8, które komplikują skuteczną ocenę fal tętna rdzenia kręgowego.

Zaproponowano kilka technik oceny fal tętna. Metoda analizy oscylometrycznej jest łatwa w obsłudze i zapewnia szybkie pomiary. Jednak na dokładność wyników mogą mieć wpływ takie czynniki, jak artefakty, postawa pacjenta oraz odpowiedni rozmiar i umiejscowienie mankietu 9,10. Niektóre piezoelektryczne czujniki biosygnałów, takie jak piezoelektryczne czujniki impulsów, mogą skutecznie wykrywać fale impulsowe, ale ich dokładność może być zagrożona przez drgania mechaniczne lub wahania temperatury; tymczasem czujniki optyczne, takie jak fotopletyzmografia (PPG), są podatne na światło otoczenia i artefakty ruchu11. Co więcej, techniki te mogą rejestrować tylko zlokalizowane sygnały fal impulsowych i nie są w stanie jednocześnie dostarczyć informacji obrazowych obserwowanej struktury12.

Obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego (MRI) jest potężną metodą obrazowania, oferując stosunkowo wysoką rozdzielczość przestrzenną pomiaru ścian tętniczych rdzenia kręgowego, ale jest kosztowne i ma ograniczoną dostępność13. Tomografia komputerowa (CT) zapewnia krótszy czas skanowania i szerszą dostępność, ale emituje promieniowanie jonizujące, co ogranicza jej zastosowanie do wielokrotnych ocen14. Konwencjonalne ultrasonografie dopplerowskie umożliwia ocenę dynamiki przepływu krwi w czasie rzeczywistym za pomocą dwóch uzupełniających się trybów obrazowania: kolorowego Dopplera i Dopplera fali tętna (PWD). Kolorowy Doppler zapewnia jakościowy przegląd prędkości przepływu w całym polu widzenia, skanując medium linia po linii, ale cierpi z powodu niskiej liczby klatek na sekundę i słabej czułości na powolne lub głębokie przepływy. PWD oferuje ilościowe informacje czasowe o przebiegach przepływu krwi, ale jest ograniczone do jednego, zdefiniowanego przez użytkownika obszaru zainteresowania. W rezultacie ma zastosowanie do silnej hemodynamiki w tętnicach i żyłach oraz określa ilościowo chwilowe przebiegi impulsów w małym polu widzenia15. Ultradźwięki ze wzmocnieniem kontrastowym poprawiają wizualizację przepływu krwi dzięki zastosowaniu środków mikropęcherzykowych; Jednak wymóg wstrzykiwania kontrastu budzi obawy dotyczące bezpieczeństwa w warunkach śródoperacyjnych, co sprawia, że jest on mniej odpowiedni do oceny pulsacji naczyń w czasie rzeczywistym16. Techniki obrazowania fotoakustycznego i optycznego zapewniają wysoki kontrast i rozdzielczość przestrzenną w obrazowaniu naczyń krwionośnych, szczególnie w tkankach powierzchownych. Jednak ich silna zależność od dostępu optycznego znacznie ogranicza ich zastosowanie do głęboko osadzonych struktur, takich jak rdzeń kręgowy17.

W ostatnich latach ultraszybkie ultrasonografie szybko się rozwinęły, co ma ogromny potencjał w obrazowaniu naczyńkrwionośnych 18. W przeciwieństwie do tradycyjnego skanowania skupioną wiązką, ultraszybki Doppler wykorzystuje techniki wielokątowych złożonych fal płaskich, które zwiększają czułość obrazowania ultradźwiękowego około 50-krotnie i znacznie poprawiają wykrywanie małych naczyń 15,19,20. Dla każdego piksela obrazu można uzyskać pełne spektrum dopplerowskie, co ułatwia uzyskanie wyczerpujących informacji na temat prędkości i kierunku przepływu krwi21. Można to wykorzystać do oszacowania wskaźników naczyniowych, takich jak wskaźnik rezystywności (RI) i wskaźnik pulsatywności (PI) w całym obszarze obrazowania. Warto zauważyć, że w 2014 roku Demene i wsp.22 zastosowali ultraszybką technologię Dopplera do obrazowania przepływu krwi w mózgu u noworodków, przedstawiając szczegółową mapę rozmieszczenia RI naczyń mózgowych u noworodków. Postęp ten dostarcza nowego narzędzia do zrozumienia mechanizmów autoregulacji przepływu krwi w mózgu i patogenezy powiązanych chorób u wcześniaków i urodzonych o czasie. W 2020 roku Bourquin i wsp.23,24 zaproponowali dynamiczną mikroskopię lokalizacji ultrasonograficznej (DULM) opartą na technologii ultraszybkich ultradźwięków w celu uzyskania pomiarów in vivo pulsacyjnego mikrokrążenia w mózgu gryzoni i rozszerzyli tę technikę na obrazowanie trójwymiarowe, oferując nowy wymiar analizy ilościowej.

W kierunku obrazowania naczyniowego rdzenia kręgowego, w 2021 r. Zang i wsp.25 uzyskali obrazowanie mikronaczyniowe rdzenia kręgowego bez środków kontrastowych przy użyciu ultraszybkiego Dopplera, z rozdzielczością obrazowania porównywalną z transmitowaną długością fali. Sui i wsp.26. zastosowano metodę losowego pobierania próbek opartą na solidnej analizie głównych składowych (RPCA) w celu uzyskania szybkiego, ultraszybkiego obrazowania dopplerowskiego mikrokrążenia w mózgu i rdzeniu kręgowym o wysokim stosunku sygnału do szumu. Pezet i wsp.27 zaobserwowali rekonstrukcję naczyń krwionośnych po przewlekłym urazie rdzenia kręgowego. W 2022 roku Yu i wsp.28 uzyskali ultraszybką mikroskopię lokalizacji ultrasonograficznej o superrozdzielczości mikrokrążenia rdzenia kręgowego u szczurów w oparciu o RPCA, z rozdzielczością obrazowania sięgającą 13-16 μm, znacznie mniejszą niż długość fali 100 μm. Dalsze badania obejmowały ciągłą obserwację i analizę ilościową mikrokrążenia w półcieniu rdzenia kręgowego po urazie rdzenia kręgowego29. W 2023 roku Yan i wsp.30 wykorzystali ultraszybki wektorowy ultrasonograficzny Doppler do wykonania wektorowego obrazowania przepływu krwi w małych naczyniach w ludzkich guzach rdzenia kręgowego i szczegółowo ocenili bezpieczeństwo związane z sekwencją na podstawie eksperymentalnych parametrów sekwencji. W 2024 roku Agyeman i wsp.31 przeprowadzili pierwsze funkcjonalne obrazowanie ultrasonograficzne rdzenia kręgowego u ludzi, które wykazało integrację funkcjonalnych odpowiedzi rdzenia kręgowego na stymulację elektryczną. Khaing i wsp.32 potwierdzili korelację między wskaźnikami obrazowania perfuzyjnego a ciężkością urazu zarówno u szczurów, jak i u ludzi po ostrym urazowym uszkodzeniu rdzenia kręgowego. Jednak wykrywanie i analiza wskaźników hemodynamicznych w falach tętna rdzenia kręgowego nadal wymaga dalszych badań.

Malformacja Chiariego jest istotnym i powszechnym zaburzeniem wpływającym na rdzeń kręgowy. Wywołuje dynamiczne zmiany w płynie mózgowo-rdzeniowym i ucisku rdzenia kręgowego, zakłócając przepływ krwi w rdzeniu kręgowym i regulację naczyniową, co może skutkować nieprawidłowym drenażem żylnym33, zwiększonym oporem naczyniowym34 i potencjalnym niedokrwieniem rdzenia kręgowego35. Obserwacja fal tętna rdzenia kręgowego ułatwia głębsze zrozumienie zmian hemodynamicznych rdzenia kręgowego, oferując cenne informacje do diagnozowania i leczenia wad rozwojowych Chiariego i innych zaburzeń rdzenia kręgowego36.

W badaniu przedstawiono kompleksowy protokół wykorzystania ultraszybkiego dopplerowskiego obrazowania naczyniowego do śródoperacyjnego monitorowania parametrów fizjologicznych rdzenia kręgowego u ludzi, ze szczególnym naciskiem na jego zastosowanie u pacjenta z wadami rozwojowymi Chiariego. Metoda ta umożliwia pozyskiwanie w czasie rzeczywistym ultraszybkich danych dopplerowskich z dużą liczbą klatek na sekundę podczas ekspozycji rdzenia kręgowego, a następnie przetwarzanie końcowe w celu wygenerowania map RI i PI w pikselach.

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

Protokół

W badaniu uczestniczyli ludzie, a wszystkie procedury zostały przeprowadzone zgodnie z protokołami zatwierdzonymi przez Komitet Etyki Badań nad Ludźmi w Szpitalu Huashan powiązanym z Uniwersytetem Fudan (2021-065). Od wszystkich uczestników uzyskano świadomą zgodę. Wdrożenie miało na celu wyłącznie wstępne badania i cele walidacyjne, a nie diagnostykę kliniczną. Oceńiono odpowiednie wskaźniki bezpieczeństwa zalecane przez FDA, aby zapewnić zgodność z ustanowionymi standardami bezpieczeństwa. Pacjenci włączeni do badania byli zdiagnozowani pod kątem malformacji Chiari. Kryteria włączenia, wyłączenia i wycofania uczestników znajdują się w Pliku uzupełniającym 1. Wykorzystane odczynniki i sprzęt wymieniono w Tabeli materiałów.

1. Przygotowanie instrumentu

  1. Przygotować system obrazowania ultradźwiękowego.
    1. Podłączyć 128-kanałową liniową macierz do programowalnego systemu ultradźwiękowego.
      UWAGA: Chronić głowicę ultradźwiękową za pomocą specjalnie zaprojektowanej obudowy, zamodelowanej w oprogramowaniu 3D i wykonanej przy użyciu druku 3D. Głowica zastosowana w tej badaniu była zminiaturyzowaną wersją niestandardową, a nie wersją komercyjną. Platforma systemu ultradźwiękowego użyta w tym badaniu była wcześniej stosowana w kilku badaniach do obrazowania naczyń krwionośnych u ludzi37,38,39,40.
    2. Ustawić częstotliwość środkową przetwornika na 15,625 MHz, co odpowiada rozdzielczości przestrzennej 10 µm.
    3. Upewnić się, że rozstaw między sąsiadującymi elementami jest skonfigurowany na 0,1 mm.
  2. Zkalibrować urządzenie, przetestować kod i upewnić się, że system działa poprawnie.
  3. Przygotować platformę do stabilnego obrazowania.
    1. Ustawić ramię robotyczne obok stołu operacyjnego i bezpiecznie je zablokować w celu późniejszej stabilizacji głowicy.
    2. Upewnić się, że głowica pozostaje nieruchoma przez cały czas trwania sesji obrazowania.
      UWAGA: Taka konfiguracja minimalizuje drgania i przesunięcia pozycyjne spowodowane obsługą ręczną, co poprawia stabilność i powtarzalność pozycjonowania głowicy podczas obrazowania.

2. Przygotowanie sekwencji ultradźwiękowej

  1. Ustaw odpowiednią głębokość obrazowania na podstawie obrazowania ultradźwiękowego w trybie B.
  2. Ustaw złożoną częstotliwość odświeżania klatek na 10 Hz.
  3. Ustaw czas akwizycji na 0,4 s.
  4. Wyślij 1 nachylonych fal płaskich rozmieszczonych równomiernie między -10° a +10°, przy częstotliwości repetycji impulsów wynoszącej 1 0 Hz.
    UWAGA: Nachylone fale płaskie są emitowane pod różnymi kątami w stosunku do osi bocznej głowicy. W niniejszym badaniu zastosowano 1 fal płaskich rozmieszczonych równomiernie od -10° do +10°.

3. Pozycjonowanie sondy

  1. Przykryj głowicę ultradźwiękową sterylną osłoną ochronną do narzędzi medycznych (Rycina 1A).
    1. Nanieś obfitą ilość żelu do USG do wnętrza sterylnej osłony.
    2. Wsuń głowicę do osłony.
    3. Zabezpiecz głowicę wewnątrz osłony za pomocą gumki recepturki.
      UWAGA: Sprzężenie akustyczne uzyskano poprzez nałożenie sterylnego żelu do USG na wewnętrzną powierzchnię sterylnej osłony otaczającej głowicę. Samą osłonę umieszczono w bezpośrednim kontakcie z ludzką tkanką, co umożliwiło efektywną transmisję ultradźwięków bez bezpośredniego kontaktu medium sprzęgającego z tkanką.
  2. Zabezpiecz głowicę za pomocą ramienia robotycznego (Rycina 1B).
    1. Precyzyjnie ustaw głowicę na odsłoniętej powierzchni rdzenia kręgowego po laminektomii.
    2. Ustabilizuj głowicę za pomocą ramienia robotycznego, aby zachować stałą pozycję podczas obrazowania.
      UWAGA: Do stabilizacji głowicy ultradźwiękowej wykorzystano pneumatyczne ramię robotyczne. Mimo braku funkcji automatycznego skanowania, ramię umożliwia precyzyjne manualne pozycjonowanie i stabilność podczas całego procesu akwizycji danych. Ramię, wyposażone w sali operacyjnej, było sterowane ręcznie i utrwalone przez głównego chirurga. W pierwszej kolejności zabezpieczono wszystkie główne przeguby, a następnie dokonano precyzyjnej regulacji końcowego przegubu utrzymującego głowicę pod kontrolą USG w trybie B.

4. Pozyskiwanie danych

  1. Ustaw odpowiednią głębokość obrazowania zgodnie z obrazowaniem ultrasonograficznym w trybie B.
  2. Wykorzystaj obrazowanie ultrasonograficzne w trybie B w czasie rzeczywistym, aby zidentyfikować odpowiednią płaszczyznę obrazowania.
  3. Zlokalizuj wypadnięte migdałki móżdżku oraz rdzeń kręgowy.
    UWAGA: Potwierdź prawidłowe ustawienie, gdy zarówno rdzeń kręgowy, jak i migdałki móżdżku są wyraźnie widoczne w tej samej płaszczyźnie obrazowania, z rozróżnialnymi granicami i właściwą orientacją anatomiczną. W płaszczyźnie obrazowania w trybie B upewnij się, że migdałki móżdżku znajdują się powyżej rdzenia kręgowego, a grzbietowy brzeg rdzenia jest wyraźnie zdefiniowany i wykazuje symetrię lewo-prawą. Po potwierdzeniu prawidłowej płaszczyzny obrazowania wykonaj pojedynczy obraz ultrafast Doppler, aby zweryfikować obecność i stabilność sygnałów przepływu krwi.
  4. Zakończ sekwencję w trybie B i uruchom sekwencję ultrafast w celu akwizycji danych.
    UWAGA: Procedurę należy przeprowadzać w normalnej temperaturze pokojowej. Czas obrazowania jest krótki, a głowica nie wykazywała żadnego zauważalnego wzrostu temperatury podczas akwizycji. Metoda ta zapewnia wyraźną wizualizację struktur rdzenia kręgowego podczas operacji, umożliwiając precyzyjną regulację głowicy w celu uzyskania optymalnego obrazowania naczyniowego, oraz pozwala na porównanie z przedoperacyjnymi obrazami MRI. W przypadku przedstawionym w niniejszym badaniu pierwotny zakres głębokości obrazowania wynosił od 0,5 do 9,5 mm. Faktyczna głębokość obrazowania pozostawała stała dla wszystkich paneli.

5. Analiza sygnału pulsującego przepływu krwi w rdzeniu kręgowym przed terapią (Rysunek 2)

  1. Wygeneruj obrazy power Doppler układu naczyniowego rdzenia kręgowego. (Rysunek 3)
    UWAGA: Stabilność głowicy oceniono za pomocą analizy obrazowania power Doppler. Spójna wizualizacja wyraźnie rozdzielonych przestrzennie naczyń, pozbawiona artefaktów rozmycia, potwierdza skuteczność ramienia robotycznego w utrzymaniu stabilnego okna akustycznego podczas akwizycji.
    1. Wykonaj formowanie wiązki (beamforming) na pozyskanych danych radiowej częstotliwości.
    2. Zastosuj metodę filtrowania czasoprzestrzennego w oparciu o rozkład wartości osobliwych (SVD), aby oddzielić sygnały tkankowe od sygnałów przepływu krwi i usunąć szumy wysokoczęstotliwościowe. Ustaw odpowiednie progi w celu wyodrębnienia pożądanych komponentów przepływu krwi.
      ​UWAGA: Sygnał obrazu ultradźwiękowego składa się z komponentów tkanek miękkich, przepływu krwi i szumu losowego. Filtrowanie czasoprzestrzenne oparte na SVD oddziela te komponenty na podstawie ich charakterystyki czasoprzestrzennej41. Metoda ta rozkłada dane obrazu ultradźwiękowego na wektory osobliwe i odpowiadające im wartości osobliwe. Poprzez ustalenie progu filtrowania wartości osobliwych, duże wartości osobliwe są przypisane do wektorów własnych reprezentujących komponenty tkankowe o silnej korelacji czasoprzestrzennej, średnie wartości osobliwe odpowiadają dynamicznym sygnałom przepływu krwi, a małe wartości osobliwe reprezentują głównie szum. W niniejszym badaniu progi SVD ustawiono tak, aby zachować komponenty osobliwe 80-380 przed zabiegiem elektrokoagulacji oraz 50-380 po interwencji chirurgicznej. Próg ten określono empirycznie na podstawie wcześniejszych doświadczeń (Rysunek uzupełniający 7).
    3. Zdemoduluj przefiltrowany sygnał przepływu krwi do złożonych sygnałów w fazie i kwadraturze (IQ) figure-protocol-1. Oblicz średnią intensywność sygnału dla każdego piksela, aby uzyskać obraz power Doppler PW (x,z) (Równanie 1)15. Nt to liczba pozyskanych klatek.
      figure-protocol-2 (1)
      UWAGA: Do kwalifikacji przyjęto dane Dopplera charakteryzujące się wyraźnym obrazowaniem naczyń i wysokim stosunkiem sygnału do szumu. Jeśli wizualizacja naczyń jest niewystarczająca, powróć do kroku 5.1.2 i odpowiednio dostosuj zakres progów SVD.
  2. Wykonaj analizę czasowo-częstotliwościową sygnału Dopplera (Rysunek 4).
    1. Possegmentuj sygnał przepływu krwi za pomocą krótkiego okna czasowego (Rysunek 4A).
    2. Zastosuj szybką transformatę Fouriera (FFT), aby oszacować gęstość widmową mocy w każdym pikselu (Rysunek 4B).
      ​UWAGA: Długość okna wybrano tak, aby wystarczająco objąć co najmniej jeden cykl serca, zapewniając niezawodną identyfikację komponentów częstotliwości skurczowej i rozkurczowej. Aby zredukować wyciek widmowy, zastosowano okno Hanna, a sąsiednie okna nakładano na siebie w celu zwiększenia rozdzielczości czasowej. W niniejszym badaniu FFT zastosowano z oknem Hanna o długości 80 z 70% nakładaniem.
    3. Przesuwaj okno w sposób ciągły, aby uzyskać zmienną w czasie średnią częstotliwość Dopplera.
  3. Oblicz mapy RI i PI (Rysunek 4C oraz Rysunek 5A-D).
    1. Przeanalizuj średnią częstotliwość Dopplera sygnałów przepływu krwi w czasie dla konkretnych pikseli (Rysunek 4C).
      UWAGA: Poprawność analizy częstotliwości można potwierdzić, obserwując okresowe wahania średniej częstotliwości Dopplera odpowiadające cyklowi serca.
    2. Wyznacz prędkość przepływu krwi i jej zmienność, aby obliczyć RI (Równanie 2)15 oraz PI (Równanie 3)15. VPSV to szczytowa prędkość skurczowa, VEDV to prędkość końcoworozkurczowa, a Vmean to średnia prędkość przepływu.
      figure-protocol-3 (2)
      figure-protocol-4 (3)
    3. Uprość obliczenia RI i PI, korzystając z częstotliwości Dopplera. Oblicz RI (Równanie 4) i PI (Równanie 5) dla całego rdzenia kręgowego. fmean(x,z,t) to średnia częstotliwość Dopplera w określonym oknie czasowym15.
      figure-protocol-5 (4)
      figure-protocol-6 (5)
      UWAGA: Ze względu na przepływ krwi sygnał ultradźwiękowy ulega odchyleniu częstotliwości znanemu jako przesunięcie Dopplera, które jest powiązane z prędkością przepływu krwi V (Równanie 6). fDoppler oznacza przesunięcie częstotliwości Dopplera, c0 oznacza prędkość dźwięku w ludzkich tkankach miękkich, fpulse to częstotliwość nadawcza głowicy ultradźwiękowej, a kąt to kąt między wiązką ultradźwiękową a kierunkiem przepływu krwi15.
      figure-protocol-7 (6)
    4. Średnia częstotliwość Dopplera reprezentuje średnią wartość przesunięcia w określonym oknie czasowym. Ponieważ V jest proporcjonalne do przesunięcia Dopplera, można je przybliżyć poprzez ocenę średniej częstotliwości Dopplera dla każdego piksela w czasie.
  4. Analiza statystyczna RI i PI
    1. Użyj masek logicznych do wyodrębnienia prawidłowych wartości RI i PI z obszarów zainteresowania oraz wyeliminuj wartości odstające za pomocą metody rozstępu międzykwartylowego (IQR).
    2. Wykonaj ważony test t Student’a, aby ocenić różnice między stanem przed i po operacji, uwzględniając strukturę danych na poziomie pikseli.
      ​UWAGA: Analizy statystyczne RI i PI przeprowadzono na poziomie pikseli, a różnice między grupami przedstawiono za pomocą wykresów pudełkowych z poziomami istotności oznaczonymi gwiazdkami (*p < 0,05, **p < 0,01, ***p < 0,01).

6. Opieka nad pacjentem i bezpieczeństwo protokołów obrazowania

  1. Uważnie monitoruj parametry życiowe. Podczas obrazowania stale monitoruj tętno, ciśnienie tętnicze, częstotliwość oddechów, wysycenie krwi tlenem oraz temperaturę ciała. Zadbaj o bezpieczeństwo i komfort pacjenta przez cały czas trwania procedury.
    UWAGA: Przeprowadzany jest również śródoperacyjny monitoring neurofizjologiczny (taki jak potencjały wywołane somatosensoryczne i motoryczne), ponieważ podczas operacji może dojść do uszkodzenia nerwów.
  2. Zapewnij odpowiedni nacisk głowicy. Użyj ramienia robotycznego, aby utrzymać stabilny i właściwy nacisk głowicy. Unikaj nadmiernej siły, która mogłaby uszkodzić powierzchnię rdzenia kręgowego.
  3. Utrzymuj komunikację z zespołem chirurgicznym. Przez cały proces obrazowania komunikuj się jasno z zespołem chirurgicznym. Niezwłocznie reaguj na wszelki dyskomfort pacjenta lub nieprzewidziane sytuacje.

7. Pozyskiwanie i analiza sygnału pulsacyjnego przepływu krwi w rdzeniu kręgowym po terapii

  1. Powtórz kroki opisane w kroku 5, aby przeanalizować sygnał przepływu krwi w rdzeniu kręgowym po leczeniu.
    UWAGA: Po zabiegu elektrokoagulacji migdałki móżdżku cofnęły się, wykazując zmniejszoną objętość, zaokrąglone krawędzie i przywrócone relacje anatomiczne z otaczającymi strukturami tkankowymi (Rysunek 6). Pozyskiwanie danych przeprowadzono w dwóch odrębnych momentach śródoperacyjnych: przed elektrokoagulacją oraz po interwencji chirurgicznej. Obecnie badanie RI i PI znajduje się na etapie wstępnym i nie zostało wdrożone do prowadzenia operacji w czasie rzeczywistym. W związku z tym, krótko po szybkim pozyskaniu danych, procedura chirurgiczna została kontynuowana bez istotnych przerw. Następnie zebrane dane przetworzono offline (około 5-10 min, szczegóły kroków przetwarzania i ramy czasowe znajdują się w Pliku uzupełniającym 2), co zapewniło brak wpływu na przebieg operacji. W przyszłości, jeśli RI i PI będą mogły wspomagać podejmowanie decyzji śródoperacyjnych, przewiduje się ich integrację bez zakłócania harmonogramu chirurgicznego.

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

Wyniki

Ultraszybki doppler oferuje wysoką czułość, umożliwiając obrazowanie sieci naczyniowej rdzenia kręgowego z wysoką rozdzielczością czasową. W porównaniu z dopplerem kolorowym, doppler energetyczny zapewnia wyższy stosunek sygnału do szumu (SNR)42. W celu identyfikacji prawidłowych sygnałów przepływu krwi oraz obrazowania kierunku przepływu zastosowano odpowiedni zakres progowy dla filtru czasowo-przestrzennego opartego na SVD. Rycina 3E,F przedstawia o...

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

Dyskusja

W tym badaniu zastosowano ultraszybkie obrazowanie dopplerowskie śródoperacyjnie w celu wyodrębnienia przepływu krwi z ludzkiego rdzenia kręgowego. Następnie przeprowadzono analizę spektralną i obliczenie RI i PI na sygnałach przepływu krwi, dostarczając obrazy dopplerowskie unaczynienia rdzenia kręgowego i odpowiadające im mapy RI i PI pacjenta z wadami rozwojowymi Chiariego. W kontekście ultraszybkich ultradźwięków małe naczynia odnoszą się do naczyń o średnicy rzędu 100 mikrometrów, podczas gdy naczynia mniejsze niż 1...

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

Oświadczenia

Autorzy oświadczają, że nie mają konkurencyjnych finansowych konfliktów interesów.

Podziękowania

Prace te były wspierane przez Narodowy Kluczowy Program Badawczo-Rozwojowy Chin (nr 2023YFC2410900), Chińską Narodową Fundację Nauk Przyrodniczych (nr 12274093) oraz Szanghajski Program Międzynarodowej Współpracy Naukowo-Technologicznej (grant nr 23490713500).

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

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
MATLAB  Czynnik chłodniczy R2022bMathWorks (Prace matematyczne)N/ADo późniejszego przetwarzania danych
MikroskopZEISSPENTERO 8O0 SDo śródoperacyjnej obserwacji mikroskopowej
Programowalny system ultrasonograficznyVerasonics (wersja Verasonics)Widok 256Do obrazowania ultrasonograficznego naczyń kręgosłupa
Ramię robotaAesculap Zobacz materiał RT060RDo mocowania sondy
Monokrystaliczne przetworniki liniowe wysokiej częstotliwościVerasonics (wersja Verasonics)L22-14vX Do obrazowania ultrasonograficznego naczyń kręgosłupa
Żel do ultradźwiękówZabawa dla dzieciWpisz MWyeliminuj szczelinę powietrzną między sondą a powierzchnią styku

Bibliografia

  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).

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

Monitorowanie rdzenia kr gowegomonitorowanie r doperacyjneobrazowanie Power Dopplerocena hemodynamicznawska nik rezystywno ciwska nik pulsacyjno cihemodynamika rdzenia kr gowegomalformacja Chiari
Film wkrótce dostępny

Powiązane artykuły