Artykuł metodologiczny

Ultraszybkie dopplerowskie obrazowanie naczyniowe do śródoperacyjnego monitorowania fizjologicznego ludzkiego rdzenia kręgowego

689 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

Badanie to objęło ludzi, a wszystkie procedury przeprowadzono zgodnie z protokołami zatwierdzonymi przez Komitet ds. Etyki Badań nad Ludźmi Szpitala Huashan przy Uniwersytecie Fudan (2021-065). Od wszystkich uczestników uzyskano świadomą zgodę. Wdrożenie miało wyłącznie charakter wstępnego badania i walidacji, a nie diagnozy klinicznej. Oceniono odpowiednie wskaźniki bezpieczeństwa zalecane przez FDA, aby zapewnić zgodność z ustanowionymi standardami bezpieczeństwa. Pacjentów włączonych do tego badania zdiagnozowano na wrodzone zwężenie otworu potylicznego (Chiari). Kryteria włączenia, wyłączenia i wycofania uczestników podano w Dodatkowym pliku 1. Odczynniki i sprzęt użyte w badaniu wymieniono w Tabeli materiałów.

1. Przygotowanie instrumentu

  1. Przygotuj system do obrazowania ultradźwiękowego.
    1. Podłącz 128-kanałową liniową matrycę do programowalnego systemu ultradźwiękowego.
      UWAGA: Ochronić sondę ultradźwiękową za pomocą specjalnie zaprojektowanego obudowania, modelowanego w oprogramowaniu 3D i wyprodukowanego metodą druku 3D. Sonda użyta w tym badaniu była miniaturyzowaną wersją niestandardową, a nie komercyjną. Platforma systemu ultradźwiękowego wykorzystana w tym badaniu została wcześniej zastosowana w kilku badaniach dotyczących obrazowania naczyń ludzkich37,38,39,40.
    2. Ustaw częstotliwość środkową przetwornika na 15,625 MHz, co odpowiada rozdzielczości przestrzennej 100 µm.
    3. Upewnij się, że odstęp między sąsiednimi elementami jest ustawiony na 0,1 mm.
  2. Skalibruj urządzenie, przetestuj kod i upewnij się, że system działa poprawnie.
  3. Przygotuj platformę do stabilnego obrazowania.
    1. Umieść ramię robota obok stołu operacyjnego i zamocuj je solidnie w celu późniejszego przymocowania sondy.
    2. Upewnij się, że sonda pozostaje nieruchoma przez cały czas sesji obrazowania.
      UWAGA: Takie ustawienie minimalizuje drgania i przesunięcia położenia spowodowane ręcznym sterowaniem, poprawiając stabilność i powtarzalność pozycjonowania sondy podczas obrazowania.

2. Przygotowanie sekwencji ultradźwiękowej

  1. Ustaw odpowiednią głębokość obrazowania zgodnie z obrazowaniem ultradźwiękowym w trybie B.
  2. Ustaw częstotliwość ramki złożonej na 1000 Hz.
  3. Ustaw czas akwizycji na 0,4 s.
  4. Wyemituj 11 płaskich fal pochylonych, równomiernie rozmieszczonych w zakresie od -10° do +10°, z częstotliwością powtarzania impulsów wynoszącą 11 000 Hz.
    UWAGA: Płaskie fale pochylone są emitowane pod różnymi kątami względem osi bocznej sondy. W tym badaniu 11 fal płaskich było równomiernie rozmieszczonych od -10° do +10°.

3. Ustawienie sondy

  1. Pokryj sondę ultrasonograficzną sterylnym workiem ochronnym przeznaczonym do instrumentów medycznych (Rycina 1A).
    1. Zastosuj dużą ilość żelu ultrasonograficznego wewnątrz sterylnego worka.
    2. Wprowadź sondę do worka.
    3. Umocuj sondę wewnątrz worka za pomocą gumki recepturki.
      UWAGA: sprzężenie akustyczne osiągnięto poprzez nałożenie sterylnego żelu ultrasonograficznego na wewnętrzną powierzchnię sterylnego worka, który otacza sondę. Sam worek miał bezpośredni kontakt z tkanką ludzką, umożliwiając skuteczne przesyłanie fal ultradźwiękowych bez bezpośredniego kontaktu między medium sprzęgającym a tkanką.
  2. Umocuj sondę za pomocą ramienia robota (Rycina 1B).
    1. Umieść sondę dokładnie na odsłoniętej powierzchni rdzenia kręgowego po laminiektomii.
    2. Stabilizuj sondę za pomocą ramienia robota, aby zachować stałe położenie podczas obrazowania.
      UWAGA: Do ustabilizowania sondy ultrasonograficznej wykorzystano pneumatyczne ramię robota. Choć ramię to nie posiada możliwości automatycznego skanowania, pozwala ono na dokładne ręczne pozycjonowanie i stabilność w całym procesie pozyskiwania danych. Ramię, znajdujące się w sali operacyjnej, było ręcznie kontrolowane i ustalane przez głównego chirurga. Najpierw zamocowano wszystkie główne stawy, a następnie wykonano precyzyjną korektę stawu końcowego trzymającego sondę, pod kontrolą ultrasonografii w trybie B.

4. Pozyskiwanie danych

  1. Ustaw odpowiednią głębokość obrazowania zgodnie z obrazowaniem ultradźwiękowym w trybie B.
  2. Użyj obrazowania ultradźwiękowego w trybie B w czasie rzeczywistym, aby zidentyfikować odpowiednią płaszczyznę obrazowania.
  3. Zlokalizuj wyherniowane migdałki móżdżkowe i rdzeń kręgowy.
    UWAGA: Potwierdź poprawne ustawienie, gdy zarówno rdzeń kręgowy, jak i migdałki móżdżkowe są wyraźnie widoczne w tej samej płaszczyźnie obrazowania, z wyraźnymi granicami i odpowiednią orientacją anatomiczną. W płaszczyźnie obrazowania w trybie B upewnij się, że migdałki móżdżkowe znajdują się ponad rdzeniem kręgowym, a brzeg grzbietowy rdzenia jest wyraźnie zdefiniowany, z symetrią lewo-prawą. Po potwierdzeniu prawidłowej płaszczyzny obrazowania, uzyskaj pojedynczy obraz Dopplera ultrafast, aby zweryfikować obecność i stabilność sygnałów przepływu krwi.
  4. Zakończ sekwencję w trybie B i rozpocznij sekwencję ultrafast w celu pozyskiwania danych.
    UWAGA: Wykonuj procedurę w warunkach normalnej temperatury pokojowej. Czas trwania obrazowania jest krótki, a sonda nie wykazywała żadnego zauważalnego wzrostu temperatury podczas pozyskiwania. Ta metoda pozwala na wyraźną wizualizację struktur rdzenia kręgowego podczas operacji, umożliwia precyzyjne dostosowanie sondy w celu uzyskania optymalnego obrazowania naczyń, a także porównanie z obrazami MRI wykonanymi przedoperacyjnie. W przypadku przedstawionym w tej pracy, początkowy zakres głębokości obrazowania wynosił od 0,5 do 9,5 mm. Rzeczywistą głębokość obrazowania utrzymywano stałą we wszystkich panelach.

5. Analiza sygnału tętniącego przepływu krwi w rdzeniu kręgowym przed terapią (Rycina 2)

  1. Wygeneruj obrazy przepływu Dopplera naczyń rdzenia kręgowego.Rycina 3)
    UWAGA: Stabilność sondy oceniano za pomocą analizy obrazowania Dopplera mocy. Stałe wizualizowanie przestrzennie oddzielnych naczy bez artefaktów rozmycia potwierdza skuteczność ramienia robota w utrzymaniu stabilnego okna akustycznego podczas akwizycji.
    1. Wykonaj beamformowanie na pozyskanych danych częstotliwości radiowej.
    2. Zastosuj opartą na rozkładzie na wartości osobliwe (SVD) metodę filtrowania przestrzennoczasowego w celu oddzielenia sygnałów tkankowych od sygnałów przepływu krwi oraz usunięcia szumów wysokoczęstotliwościowych. Ustaw odpowiednie progi, aby wyodrębnić pożądane składowe przepływu krwi.
      UWAGA: Obraz ultrasonograficzny zawiera składowe tkanki miękkiej, przepływu krwi oraz szumu losowego. Filtracja przestrzennoczasowa oparta na SVD oddziela te składowe na podstawie ich charakterystyk przestrzennoczasowych.41. Ta metoda polega na rozkładzie danych obrazu ultrasonograficznego na wektory osobliwe oraz odpowiadające im wartości osobliwe. Poprzez ustalenie progu filtrowania wartości osobliwych, duże wartości osobliwe są powiązane z wektorami własnymi reprezentującymi składniki tkankowe o silnej korelacji przestrzenno-czasowej, wartości średnie odpowiadają sygnałom przepływu krwi o charakterze dynamicznym, natomiast małe wartości osobliwe reprezentują głównie szum. W niniejszym badaniu progi SVD ustawiono tak, aby zachować składowe osobliwe w zakresie 80–380 przed leczeniem elektrochirurgicznym oraz 50–380 po interwencji chirurgicznej. Próg ten został doświadczalnie określony na podstawie wcześniejszych doświadczeń (Dodatkowy rysunek 7).
    3. Zdemoduluj przefiltrowany sygnał przepływu krwi do sygnałów zespolonych w fazie zgodnej i kwadraturowej (IQ) Wyrażenie matematyczne dla M(x,z,t), reprezentacja symboliczna w fizyce, notacja wektorowa.. Oblicz średnią intensywność sygnału w każdym pikselu, aby uzyskać obraz Dopplera mocy PW (x,z) (Równanie 1)15. Nt jest liczbą pozyskanych klatek.
      Równanie gęstości widmowej mocy do analizy sygnału, zawierające zmienne sumowania i całkowania. (1)
      UWAGA: Dane Dopplera nadające się do analizy charakteryzują się wyraźnym zobrazowaniem naczyń i wysokim stosunkiem sygnału do szumu. Jeśli wizualizacja naczyń jest nieoptymalna, wróć do kroku 5.1.2 i odpowiednio dostosuj zakres progu SVD.
  2. Przeprowadź analizę czasowo-częstotliwościową sygnału DopplerowskiegoRysunek 4).
    1. Segmentuj sygnał przepływu krwi, stosując krótkie okno czasowe (Rycina 4A).
    2. Zastosuj szybką transformatę Fouriera (FFT) w celu oszacowania gęstości mocy widmowej dla każdego pikselaRycina 4B).
      UWAGA: Długość okna dobrano tak, aby objąć wystarczająco co najmniej jeden cykl sercowy, zapewniając wiarygodną identyfikację zarówno składowych częstotliwościowych skurczu, jak i rozkurczu. Zastosowano okno Hann’a w celu zmniejszenia wycieków widmowych, a okna sąsiednie nakładano na siebie, aby poprawić rozdzielczość czasową. W niniejszym badaniu zastosowano FFT przy użyciu okna Hann’a o długości 80 z nakładaniem się 70%.
    3. Przesuwaj okno w sposób ciągły, aby uzyskać średnią częstotliwość Doppler zależną od czasu.
  3. Oblicz mapy RI i PI (Rysunek 4C i Rycina 5A-D).
    1. Analizuj średnią częstotliwość Dopplera sygnałów przepływu krwi w czasie dla określonych pikseli (Rycina 4C).
      UWAGA: Ważność analizy częstotliwości można potwierdzić poprzez obserwację okresowych zmian średniej częstotliwości Dopplera odpowiadających cyklowi sercowemu.
    2. Oznacz prędkość przepływu krwi i jej zmiany w celu obliczenia RI (Równanie 2)15 i PI (Równanie 3)15. VPSV to prędkość szczytowa w trakcie skurczu, VEDV to prędkość w fazie końcowej diastoli, a Vśrednia jest średnią prędkością przepływu.
      Wzór na wskaźnik oporności, RI=(V_PSV-V_EDV)/V_PSV, do analizy przepływu krwi w badaniu ultrasonograficznym. (2)
      Równanie wskaźnika pulsacji, PI=(VPSV-VEDV)/Vmean, do analizy hemodynamicznej. (3)
    3. Uprość obliczanie RI i PI przy użyciu częstotliwości Dopplerowskiej. Oblicz RI (Równanie 4) oraz PI (Równanie 5) na całym odcinku rdzenia kręgowego. fśrednia(x, z, tto średnia częstotliwość Dopplera w obrębie określonego okna czasowego15.
      Równowaga statyczna; wzór RI(x,z); diagram; słowa kluczowe dla badań i edukacji (4)
      Równanie wskaźnika stabilności procesu obrazowania, pokazujące formułę PI(x,z). (5)
      UWAGA: Z powodu przepływu krwi sygnał ultradźwiękowy ulega odchyleniu częstotliwości znanemu jako przesunięcie Dopplera, które jest powiązane z prędkością przepływu krwi V (Równanie 6). fDoppler reprezentuje przesunięcie częstotliwości Dopplera, c0 oznacza prędkość dźwięku w miękkich tkankach ludzkich, fpuls jest częstotliwością nadawaną przez sondę ultrasonograficzną, a to kąt między wiązką ultradźwiękową a kierunkiem przepływu krwi15.
      formuła efektu Dopplera, V=fDoppler·c0/(2f_pulse·cosθ), związana z pomiarem prędkości (6)
    4. Średnia częstotliwość Dopplera reprezentuje wartość średnią przesunięcia w określonym oknie czasowym. Ponieważ V jest proporcjonalne do przesunięcia Dopplera i może być oszacowane poprzez obliczenie średniej częstotliwości Dopplera w każdym pikselu w czasie.
  4. Analiza statystyczna wskaźnika oporu (RI) i pulsacji (PI)
    1. Użyj masek logicznych do wyodrębnienia poprawnych wartości RI i PI z obszarów zainteresowania oraz wyklucz wartości odstające metodą zakresu międzykwartylowego (IQR).
    2. Wykonaj ważony test t Studenta test t w celu oceny różnic między stanami sprzed i po zabiegu chirurgicznym, z uwzględnieniem struktury danych na poziomie poszczególnych pikseli.
      UWAGA: Analizy statystyczne wskaźnika oporu (RI) i pulsacyjności (PI) przeprowadzono na poziomie piksela, a różnice między grupami zwizualizowano za pomocą wykresów pudełkowych z poziomami istotności wskazanymi przez gwiazdki (*)p < 0.05, **p < 0.01, ***p < 0.001).

6. Leczenie pacjenta i bezpieczeństwo protokołów obrazowania

  1. Ścisłe monitorowanie stanu czynności życiowych. W trakcie obrazowania należy ciągle monitorować częstość akcji serca, ciśnienie krwi, częstość oddychania, nasycenie tlenem i temperaturę ciała. Zapewnić bezpieczeństwo i komfort pacjenta na każdym etapie procedury.
    UWAGA: Dodatkowo przeprowadza się intraoperacyjne monitorowanie neurofizjologiczne (takie jak potencjały wywołane czuciowo i potencjały wywołane ruchowo), biorąc pod uwagę możliwość uszkodzenia nerwów podczas zabiegu.
  2. Zapewnić odpowiednie ciśnienie sondy. Używać ramienia robota, aby utrzymać stabilne i wystarczające ciśnienie sondy. Unikać nadmiernej siły, która mogłaby uszkodzić powierzchnię rdzenia kręgowego.
  3. Utrzymywać kontakt z zespołem chirurgicznym. Jasno i wyraźnie komunikować się z zespołem chirurgicznym w całym procesie obrazowania. Natychmiast reagować na wszelkie dolegliwości pacjenta lub sytuacje nieprzewidziane.

7. Rejestracja i analiza sygnału tętniącego 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 wycofały się, zmniejszyły objętość, miały zaokrąglone brzegi i przywrócono prawidłowe zależności anatomiczne z otaczającymi strukturami tkankowymi (Rycina 6). Pozyskiwanie danych przeprowadzono w dwóch oddzielnych momentach w trakcie operacji: przed elektrokoagulacją oraz po interwencji chirurgicznej. Obecnie badania nad wartością oporową (RI) i pulsacyjną (PI) są na wstępnym etapie i nie zostały jeszcze wdrożone do rzeczywistego czasu w celu wspomagania decyzji operacyjnych. W związku z tym krótko po szybkim pozyskaniu danych, zabieg chirurgiczny został kontynuowany bez istotnych przerw. Następnie zebrane dane przetworzono w trybie offline (około 5–10 minut; szczegółowe informacje o krokach przetwarzania i czasie zawarte są w Dodatkowym pliku 2), co zagwarantowało brak wpływu na przebieg operacji. W przyszłości, jeśli wartości RI i PI zostaną wykorzystane do wspomagania decyzji w trakcie operacji, spodziewa się ich integracji bez zakłócania harmonogramu zabiegu.

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. Do filtru spatiotemporalnego opartego na SVD zastosowano odpowiedni zakres progowy, co umożliwiło identyfikację prawidłowych sygnałów przepływu krwi oraz obrazowanie kierunku przepływu krwi. Rysunek 3E,F prze...

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