Abstract
Гармоническое движение изображений для сфокусированного ультразвука (HMIFU) представляет собой метод, который может выполнять и контролировать ультразвуковая абляция (HIFU) абляция. Колебательное движение генерируется в фокусе центральной частоты преобразователя HIFU в 93-элементной и 4,5 МГц с применением амплитудно-модулированный сигнал 25 Гц, используя функцию генератора. 64-элемент и 2,5 МГц изображений преобразователь с 68kPa пик давления конфокально размещены в центре в HIFU преобразователя приобрести радиочастотного (РЧ) канала данных. В этом протоколе, мониторинг в режиме реального времени с использованием тепловой абляции HIFU с акустической мощности 7 Вт на собачьих печени в пробирке описано. Лечение HIFU наносится на ткань в течение 2 мин и удалена область отображается в режиме реального времени с помощью расходящихся или плоскую волну изображений до 1000 кадров / с. Матрица данных канала РЧ умножается на разреженную матрицу для реконструкции изображения. Реконструированный поле зрения 90 ° для расходящихся ваве и 20 мм для визуализации плоских волн, и данные оцифровываются на 80 МГц. Реконструкция выполняется на блок обработки графического (GPU) для того, чтобы изображение в реальном времени с частотой кадров 4,5 дисплея. 1-D нормализуется кросс-корреляции восстановленного РФ данных используется для оценки осевые смещения в фокальной области. При термической абляции, который обозначает жесткости ткани за счет образования поражения Величина смещения пика до пика в фокальной глубине уменьшается. Сигнал-шум смещения (SNR г) в фокальной области для плоской волны в 1,4 раза выше, чем для расходящихся волн, показывающий, что плоская волна визуализации, кажется, лучше производить перемещение карты качества для HMIFU чем расходящиеся волны визуализации.
Protocol
Этот протокол был одобрен уходу и использованию комитета Институциональная животных Колумбийского университета по. Все сбора и обработки данных были выполнены с использованием среды Matlab.
1. Экспериментальная установка
- Дега экс естественных условиях собачий образец печени в течение 90 мин. Поместите образец печени в бак, наполненный дегазированная фосфатным буферным раствором (рис 1). Закрепите образец печени на акустической поглотителя с иглами в конечностях печени.
- Вставьте 64-элемент, 0,32 мм шаг, 2,5 МГц центральная частота ФАР (изображения) через круглое отверстие, расположенное в центре 93-элементной полусферической массива HIFU преобразователя (терапевтического) в центральной частоте 4.5 МГц, 70 мм глубиной очага и 1,7 мм х 0,4 мм размер фокусного 11. Совместите обе преобразователи соосно и исправить преобразователь изображения в терапевтической преобразователя с помощью регулировочных винтов.
- Накройте преобразователь HIFU с прolume управлением полиуретановой мембраны, наполненный течет дегазированную воду, чтобы его охладить. Закрепите узел датчика на компьютерным управлением 3-D позиционера.
- Подключите преобразователь HIFU к функции генератора отправки 25 Гц амплитуды модулированного сигнала синусоидальной с максимальной амплитудой 500 мВ. Подключите преобразователь изображений для полностью программируемой системой ультразвукового использованием программного обеспечения Matlab.
Примечание: программное обеспечение, связанное с системой ультразвукового и использования окружающей среды Matlab должен быть установлен на компьютере, подключенном к системе. 50 дБ ВЧ усилитель и соответствующие сети должны быть помещены между преобразователем и HIFU функционального генератора, чтобы соответственно усиливать мощность и согласовать импеданс. - Создать полярной сетке, используя Matlab, начиная 50 мм от поверхности массива и глубиной 40 мм в радиальном направлении с пространственным шагом 9.625 мкм и 90 ° в азимутальном направлении с 128 линиями и происхождение которых является FOКас в расходящейся волны. Определите источник расходящейся волны 10,24 мм (половина размер апертуры) позади поверхности массива и по центру в боковом направлении.
- Создание декартову сетку, используя Matlab, начиная 50 мм от поверхности матрицы и глубиной 40 мм в осевом направлении с пространственным шагом 9.625 мкм и 20 мм в ширину в поперечном направлении с 64 линий на плоской волной. Определить источник плоской волны на поверхности массива. Для каждой сетки, вычислить время от источника к каждой точке сетки и обратно к каждому элементу массива.
- Введите "ReconMat_DW" для расходящихся волн изображений или "ReconMat_PW" для плоских волн изображений в окне командной строки Matlab и нажмите "Enter", чтобы создать матрицу реконструкции, связанный со стандартным алгоритмом задержки и суммы для каждой сетки. Применить алгоритм задержки и суммой к каждому вектору стандартной основе и получить не-нули ElemenTS полученной матрицы 11. Выделяют ненулевых элементов, полученных из полученной матрицы к разреженной матрицы в соответствующем месте. Сохраните матрицу реконструкции на жестком диске компьютера.
Примечание: расширяются и плоской волны методы используют два различных матриц реконструкции.- В ролях матрицу реконструкции для GPU матрицы. Введите "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" для расходящихся волн изображений или "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" для плоских волн изображений в окне командной Matlab и нажмите "Enter", чтобы создать файл для приобретения данных УЗИ канала с использованием сценария, связанного с фазированной и предоставляемая производителем настройки ультразвуковой системы. Назовите установочный файл "P4-2Flash_DivergingWave.mat" для расходящихся волн изображений и "P4-2Flash_PlaneWave.mat" для визуализации плоских волн.
Примечание: коммерческий пакет программного обеспечения должен быть установлен на компьютере тО бросил реконструкции разреженную матрицу с GPU матрицы.
- В ролях матрицу реконструкции для GPU матрицы. Введите "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" для расходящихся волн изображений или "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" для плоских волн изображений в окне командной Matlab и нажмите "Enter", чтобы создать файл для приобретения данных УЗИ канала с использованием сценария, связанного с фазированной и предоставляемая производителем настройки ультразвуковой системы. Назовите установочный файл "P4-2Flash_DivergingWave.mat" для расходящихся волн изображений и "P4-2Flash_PlaneWave.mat" для визуализации плоских волн.
- Синхронизация ультразвуковой системы с функционального генератора с помощью внешнего триггера, так что приобретение ультразвуковые высокая частота кадров данных печени начинается в то же время, как HIFU.
- Откройте Matlab. Запустите сценарий установки "SetUpP4_2Flash_4B.m", предоставляемая производителем УЗИ системы, чтобы использовать визуализацию B-режима. Назовите созданный установочный файл: "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Используйте команду "VSX", и когда "Имя файла .mat к процессу:" предлагается ввести имя файла установки "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Перемещение обоих преобразователей и использовать дисплей в режиме B-что появилось на экране компьютера в положение их в адресной области печени удалять. Цель регион около 1 см под поверхностью печени, чтобы избежать высокой ослабление ультразвука из-за поглощения. Сохранить обычный B-режим изображение печени на компьютере.
Примечание:Здесь мы провели HIFU абляции в 11 разных местах в двух образцах печени путем перемещения преобразователей с 3-D позиционер для каждого абляции.
2. УЗИ сбора данных
- Откройте Matlab. Используйте команду "VSX", а когда "Имя файла .mat к процессу:" будет предложено, введите имя файла настройки "P4-2Flash_DivergingWave.mat" для расходящихся волн изображений или "P4-2Flash_PlaneWave.mat" для плоской волны изображений. Начните HIFU и применять его во время 2 мин в целевом регионе.
- Приобретать данные радиочастотный канал на 1000 кадров в секунду в течение 2 мин с использованием расходящиеся волны. Кроме того, приобрести данные радиочастотный канал на 1000 кадров в секунду в течение 2 мин с помощью плоских волн.
- Передача данных к компьютеру через каждые 200 кадров с помощью экспресс-кабеля PCI. Кроме того, в режиме реального времени потоковое, получения данных радиочастотный канал на 167 кадров в секунду во 2 мин с помощью плоских волн и Transfэ данных к компьютеру через каждые 2 кадра.
Примечание: Методы визуализации с множеством 200 кадров обеспечивает высокую временное разрешение в каждом наборе, но создают зазоры между каждым набором и подходит для обработки офф-лайн. Метод визуализации при 167 кадров в секунду имеет более низкую временное разрешение, но не создает каких-либо пробелов по всей время абляции и подходит для реального времени потоковое. - В ролях матрицы данных РФ канала для одного GPU точность матрицы с Matlab. Умножьте матрицы данных РФ канала матрицей реконструкции, чтобы получить восстановленные данные РЧ 11.
3. Объем изображений
- Создать 6 го порядка Баттерворта фильтр низких частот на 4 МГц частоты среза, используя DSP System Toolbox в Matlab. Примените этот фильтр нижних частот с восстановленными данными РФ, чтобы отфильтровать компонент МГц HIFU 4.5.
- Расчетный осевое перемещение между последовательными кадрами с использованием 1-D нормализованное кросс-корреляциис длиной 3.1mm-окна и 90% перекрытием.
- Создать 6 го порядка Баттерворта фильтр низких частот на 100 Гц частотой среза, используя DSP System Toolbox в Matlab. Применение этого фильтра нижних частот к данным временных смещений использованием Matlab, чтобы получить 50 Гц-колебательный компонент частоты.
- Определить области интереса (ROI) в фокальной области на -6 дБ (1,7 х 0,4 мм в воде) и расположен в 70 мм от поверхности датчика. Извлечение данных смещения в этом ROI. Оцените сигнал-шум соотношение смещения (SNR г) по фокальной области после 2 мин абляции как отношение между средней перемещения и стандартного отклонения смещения в ROI.
- Извлечение 50 Гц сигнал временной смещение в фокусе из данных матрицы смещения. Преобразование сигнала временной смещение в фокусе в слышимый звук, используя Matlab.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
В режиме реального времени потоковое перемещения HMI во время HIFU абляции может быть получена с помощью расширяются и плоскости изображений волн. Рисунок 2 является захват видео экран, показывающий в режиме реального времени дисплей акустической силу радиационно-индуцированных смещений с помощью визуализации плоских волн в в пробирке собачьих печени во время HIFU аблации , Смещения устремились в режиме реального времени на экране компьютера на дисплейной частотой кадров 4.5 Гц. Положительные сдвиги приведены в красных и отрицательных смещений в синий. Поражения были успешно доставлены с использованием HIFU абляции. Рисунок 3 показывает поражение, полученное в печени после абляции соответствующего Рисунок 2.
Снижение амплитуды смещения отрицательный HMI пика во HIFU абляции могут быть отображены как с рассеивающей и плоскости изображения волны. Рисунок 4 показывает HMI пик негативного смещения в разной стадии абляции с расходящейся и плоской волныизображений. Пик негативных смещения были показаны как без и с наложением на B-режиме, чтобы увидеть более четко образец смещения и увидеть, целевой регион в печени соответственно. 50 Гц HMI смещение звук, соответствующий абляции контролируемый с плоской волны (рис 4C) была включена в видео. Уменьшение амплитуды HMI смещения из-за уноса можно услышать, который обеспечивает дополнительный инструмент мониторинга. Фиг.4 также показывает, что размер области возбуждается HIFU возрастает при абляции. Фиг.5А и 5В показаны смещения ИЧМ фокальной области при абляции для рассеивающей и плоской волны соответственно. Уменьшение величины смещения HMI отчетливо видно, как для расходящихся и визуализации плоских волн. Рисунок 6 показывает уменьшение пика до пика перемещения для всех целевых мест в печени и для расходящихся (рис 6А) и плоскости (рис 6В) изображения волны. Уменьшение смещения пика до пика по плоской волны существенно не отличается для одного, полученного для расходящейся волны.
Изображения плоской волны было установлено, что более высокий SNR D в фокусе, чем расходящиеся изображений волн. Рисунок 7 показывает SNR D в ROI для всех поражений позиций в печень для расходящихся (7А) и плоскости (рис 7В) изображений волна , Усредненный SNR г для самолета в 1,7 раза выше, чем для расходящихся волн изображений.
Рисунок 1. Экспериментальная установка. (А) Представление системы HMIFU. (Б) Изображение экспериментальной установки.ом / файлы / ftp_upload / 53050 / 53050fig1large.jpg "целевых =" _blank "> Нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 2. в режиме реального времени HMI смещения. Захват экрана компьютера, показывая в режиме реального времени потоковое HMI перемещений с изображениями плоской волны во время HIFU абляции собачьей печени при 4,5 Гц Скорость отображения кадра. Левая сторона панель показывает отфильтрованные перемещения HMI и правая часть панели показывает отфильтрованные перемещения HMI, наложенные на предварительно абляции B-режиме печени. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 3. Поражение индуцируется HIФУ. Изображение среднего сечения поражения после лечения HIFU. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 4. расширяются и плоская волна визуализация перемещений. Пик отрицательного смещения изображения HMI во время HIFU абляции собачьей печени с использованием расходящиеся волны, не в В-режиме наложения (A), с Б-режиме наложения (B), используя визуализацию плоской волны без каких-либо в В-режиме наложения (C) и с В-режиме наложения (D). 50 Гц HMI смещение звук, соответствующий абляции контролируемый с плоской волны (рис 4C) была включена в видео. Раренды нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 5. HMI фокусное смещение. HMI смещение в фокальной области HIFU абляции при помощи расходящиеся (А) и плоскость (B) изображений волн. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 6. Пик-пик снижение смещения. Снижение Пик-пик смещения в фокальной области во время HIFU абляции с использованием расходящиеся (А) и плоскость (B) изображений волн. Пожалуйста,Нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 7. Объем отношение сигнал-шум. Сигнал-шум смещение в фокусе для расходящихся (А) и плоскость (B), волна изображения для различных положения абляции. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры ,
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Мониторинг в режиме реального времени HIFU повреждений важно для обеспечения надлежащего и эффективного оказания поражения. Как поражения форм, ткань напрягается и его амплитуда движения при возбуждении уменьшается. Применяя HIFU в области результатов ткани в акустическом силу излучения, которое вызывает смещение тканей. Относительное изменение смещения суррогатной относительного изменения ткани жесткости. Эта методика обладает тем преимуществом, мониторинга HIFU поражения без прекращения лечения в отличие от других способов, основанных ультразвука. Временное разрешение мониторинга в режиме реального времени в этом исследовании (4,5 Гц) была выше, чем полученные в МР-управляемой HIFU абляции (1 Гц).
Быстрая обработка ультразвуковой РФ данных является важным шагом в режиме реального времени потоковое перемещения. Реконструкция изображения является самым медленным этапом обработки. В этом протоколе, скорость реконструкции изображения была оптимизирована путем получения всей USI кадранг одну операцию. Эта операция заключается в умножении данных канала РЧ матрицей. Только ненулевые элементы матрицы были выделены для оптимизации времени вычислений и
Умножение проводили на GPU. Быстрый 1-D нормализованы метод кросс-корреляции был использован для оценки смещения. Окно перекрытие 80% позволяет хорошо компромисс между временем вычисления и осевой разрешения изображений смещения.
Метод передачи формирования диаграммы направленности также может повлиять на качество изображения смещения. ОСШ д оказалась значительно ниже, чем для расходящихся волн изображений плоскости, используя Т-тест двух образцов. Величина смещения была также ниже, чем для расходящихся для работы с изображениями плоских волн. Это можно объяснить тем фактом, что осевое направление расходящейся волны не совпадает с HIFU пучка в целом ROI за счет дивергентной природы волны вотличие от плоской волны. Уменьшение смещения нижний пик-пик найдено поражения # 3 на расходящейся волны визуализации может быть обусловлено наличием судна в центре поражения, наблюдаемому после грубой патологии. Найденный для поражения # 4 для визуализации плоских волн ниже SNR г может быть из-за близости фокуса к поверхности печени. Она также имеет Следует отметить, что затухание в геометрическое расхождение в поперечном направлении происходит за расходящихся волн, а не для плоской волны, которые могут повлиять на качество оценки движения. Тем не менее, при использовании той же ультразвуковой преобразователь, расходящаяся волна визуализации предлагает широкое поле зрения, чем изображения плоских волн, представляющий интерес для непрерывного изображения большая часть региона удалять.
В этом протоколе, фазированной была использована для изображения смещения, так что только сечение абляцированную региона образ. 2-D антенная решетка может быть использована для изображения тон весь объем абляции регионе. Абляция в разных местах печени была достигнута путем перемещения преобразователя по отношению к печени. Луч рулевого могут быть выполнены с зондом HIFU ориентированы на различные места в регионе лечиться в целях обеспечения более правильного таргетинга. Помимо вышеупомянутых технических усовершенствований, будущие направления включают в себя клиническую перевод этого метода.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| P4-2 Phased array | ATL | ||
| H-178 HIFU transducer | Sonic Concepts | ||
| 3-D positioner | Velmex Inc. | ||
| AT33522A function generator | Agilent Technologies | ||
| V-1 ultrasound system | Verasonics | ||
| 3100L RF amplifier | ENI | ||
| Matching network | Sonic Concepts | ||
| Degasing system | Sonic Concepts | ||
| Programming software | Matlab | ||
| Jacket software package | Accelereyes |
References
- Al-Bataineh, O., Jenne, J., Huber, P. Clinical and future applications of high intensity focused ultrasound in cancer. Cancer Treat Rev. 38, 346-353 (2012).
- Dewhirst, M. W., Viglianti, B. L., Lora-Michiels, M., Hanson, M., Hoopes, P. J. Basic principles of thermal dosimetry and thermal thresholds for tissue damage from hyperthermia. Int J Hyperthermia. 19, 267-294 (2003).
- Napoli, A., et al. MR-guided high-intensity focused ultrasound: current status of an emerging technology. Cardiovasc Intervent Radiol. 36, 1190-1203 (2013).
- Gudur, M. S., Kumon, R. E., Zhou, Y., Deng, C. X. High-frequency rapid B-mode ultrasound imaging for real-time monitoring of lesion formation and gas body activity during high-intensity focused ultrasound ablation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 59, 1687-1699 (2012).
- Jensen, C. R., Cleveland, R. O., Coussios, C. C. Real-time temperature estimation and monitoring of HIFU ablation through a combined modeling and passive acoustic mapping approach. Phys Med Biol. 58, 5833-5850 (2013).
- Mariani, A., et al. Real time shear waves elastography monitoring of thermal ablation: in vivo evaluation in pig livers. J Surg Res. 188, 37-43 (2014).
- Bing, K. F., Rouze, N. C., Palmeri, M. L., Rotemberg, V. M., Nightingale, K. R. Combined ultrasonic thermal ablation with interleaved ARFI image monitoring using a single diagnostic curvilinear array: a feasibility study. Ultrason Imaging. 33, 217-232 (2011).
- Athanasiou, A., et al. Breast lesions: quantitative elastography with supersonic shear imaging--preliminary results., Radiology. 256, 297-303 (2010).
- Maleke, C., Konofagou, E. E. Harmonic motion imaging for focused ultrasound (HMIFU): a fully integrated technique for sonication and monitoring of thermal ablation in tissues. Phys Med Biol. 53, 1773-1793 (2008).
- Maleke, C., Konofagou, E. E. In vivo feasibility of real-time monitoring of focused ultrasound surgery (FUS) using harmonic motion imaging (HMI). IEEE Trans Biomed Eng. 57, 7-11 (2010).
- Hou, G. Y., et al. Sparse matrix beamforming and image reconstruction for 2-D HIFU monitoring using harmonic motion imaging for focused ultrasound (HMIFU) with in vitro validation. IEEE Trans Med Imaging. 33, 2107-2117 (2014).
