Abstract
Mouvement harmonique Imaging pour ultrasons focalisés (HMIFU) est une technique qui peut effectuer et de surveiller ultrasons focalisés de haute intensité (HIFU) ablation. Un mouvement oscillatoire est généré au foyer d'une fréquence centrale transducteur HIFU 93-élément et 4,5 MHz en appliquant un signal modulé en amplitude à 25 Hz en utilisant un générateur de fonction. Un transducteur d'imagerie 64 et 2,5 MHz élément de pression de crête est 68kPa confocale placée au centre du transducteur HIFU pour acquérir les fréquences radioélectriques (RF) des données de canal. Dans ce protocole, la surveillance en temps réel de l'ablation thermique utilisant HIFU avec une puissance acoustique de 7 W sur foies canins in vitro est décrite. HIFU traitement est appliqué sur le tissu pendant 2 min et la région ablation est imagé en temps réel en utilisant l'imagerie divergentes ou onde plane jusqu'à 1000 images / seconde. La matrice de données de canal RF est multipliée par une matrice creuse pour la reconstruction de l'image. Le champ reconstruit de vue est de 90 ° pour wa divergentve et 20 mm pour l'imagerie d'onde plane et les données sont échantillonnées à 80 MHz. La reconstruction est exécutée sur un Graphical Processing Unit (GPU) afin de l'image en temps réel à un taux de 4,5 trame d'affichage. 1-D normalisée de corrélation croisée des données reconstruit haute fréquence est utilisé pour estimer les déplacements axiaux dans la région focale. L'ampleur du déplacement de crête à crête à la profondeur focale diminue au cours de l'ablation thermique qui dénote la rigidification du tissu en raison de la formation d'une lésion. Le déplacement rapport signal sur bruit (SNR d) à la zone de convergence pour onde plane était 1,4 fois plus élevé que pour la vague divergente montrant que l'imagerie d'onde plane semble produire un meilleur déplacement des cartes de qualité pour HMIFU que divergentes imagerie d'onde.
Protocol
Ce protocole a été approuvé par le soin et l'utilisation des animaux Commission institutionnelle de l'Université Columbia. Tout l'acquisition et le traitement des données ont été effectuées en utilisant l'environnement Matlab.
1. expérimental
- Dégazer un ex vivo canine échantillon de foie pendant 90 min. Mettez l'échantillon de foie dans un réservoir rempli d'dégazé Phosphate Buffered Solution (Figure 1). Fixer l'échantillon de foie sur un absorbeur acoustique avec des aiguilles aux extrémités du foie.
- Insérez un 64 élément, 0,32 mm hauteur, 2,5 MHz fréquence centrale réseau phasé (imagerie) à travers un trou circulaire situé dans le centre d'un réseau hémisphérique transducteur HIFU 93-élément (thérapeutique) à 4,5 MHz fréquence centrale, 70 mm de profondeur focale et 1,7 mm x 0,4 mm de taille focal 11. Alignez les deux transducteurs co-axialement et fixer le transducteur d'imagerie dans le transducteur thérapeutique avec vis de réglage.
- Couvrir le transducteur HIFU avec AVolume contrôlée membrane de polyuréthane remplie d'eau qui coule dégazé pour le refroidir. Monter la sonde sur un 3-D positionneur commandé par ordinateur.
- Connecter le transducteur HIFU à un générateur de fonction 25 Hz envoi d'une forme d'onde sinusoïdale modulée en amplitude à 500 mV d'amplitude maximale. Connecter le transducteur d'imagerie à ultrasons d'un système entièrement programmable à l'aide du logiciel Matlab.
Note: Un logiciel associé au système à l'aide d'ultrasons et l'environnement Matlab doit être installé sur l'ordinateur connecté au système. Un amplificateur 50 dB RF et un réseau d'adaptation doit être placé entre le transducteur HIFU et le générateur de fonction pour amplifier respectivement la puissance et adapter l'impédance. - Créer une grille polaire, en utilisant Matlab, en commençant à 50 mm de la surface de la matrice et de 40 mm de profondeur dans la direction radiale d'un pas de 9,625 um spatiale et de 90 ° dans la direction azimutale avec 128 lignes et dont l'origine est la focus de l'onde divergente. Définir la source de l'onde divergente 10,24 mm (la moitié de la taille de l'ouverture) derrière la surface de la matrice et centrée dans la direction latérale.
- Créer une grille cartésienne, en utilisant Matlab, en commençant à 50 mm de la surface de la matrice et de 40 mm de profondeur dans la direction axiale avec un pas spatial de 9,625 um et 20 mm de largeur dans la direction latérale de 64 lignes pour l'onde plane. Définir la source de l'onde plane sur la surface de la matrice. Pour chaque grille, calculer le temps à partir de la source de chaque point de la grille et à l'arrière de chaque élément de la matrice.
- Entrez "ReconMat_DW" pour faire diverger imagerie d'onde ou "ReconMat_PW" pour l'imagerie par onde plane dans la fenêtre de commande Matlab et appuyez sur "Entrée" pour créer une matrice de reconstruction associée à un algorithme de retard et sommation standard pour chaque grille. Appliquer l'algorithme de retard et sommation à chaque vecteur de la base standard et récupérer les élémen non-zérosts de la matrice résultante 11. Allouer les éléments non nuls obtenus à partir de la matrice résultante de la matrice creuse à l'endroit correspondant. Enregistrer la matrice de reconstruction sur le disque dur de l'ordinateur.
Remarque: Le divergente et les méthodes d'ondes planes utilisent deux matrices distinctes de reconstruction.- Cast la matrice de reconstruction d'une matrice de GPU. Entrez "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" pour faire diverger imagerie d'onde ou "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" pour l'imagerie par onde plane dans la fenêtre de commande Matlab et appuyez sur "Entrée" pour créer un fichier de configuration pour l'acquisition de données de canal à ultrasons en utilisant le script associé avec le réseau phasé et fournies par le fabricant de l'échographe. Nommez le fichier de configuration "P4-2Flash_DivergingWave.mat" pour faire diverger imagerie des vagues et "P4-2Flash_PlaneWave.mat" pour l'imagerie d'onde plane.
Note: Un logiciel commercial doit être installé sur l'ordinateur to lancer la reconstruction matrice creuse à une matrice de GPU.
- Cast la matrice de reconstruction d'une matrice de GPU. Entrez "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" pour faire diverger imagerie d'onde ou "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" pour l'imagerie par onde plane dans la fenêtre de commande Matlab et appuyez sur "Entrée" pour créer un fichier de configuration pour l'acquisition de données de canal à ultrasons en utilisant le script associé avec le réseau phasé et fournies par le fabricant de l'échographe. Nommez le fichier de configuration "P4-2Flash_DivergingWave.mat" pour faire diverger imagerie des vagues et "P4-2Flash_PlaneWave.mat" pour l'imagerie d'onde plane.
- Synchroniser le système à ultrasons avec le générateur de fonction à l'aide d'un déclencheur externe de sorte que l'acquisition de données échographiques de cadence élevée du foie commence en même temps que HIFU.
- Ouvrez Matlab. Exécutez le script de configuration "SetUpP4_2Flash_4B.m" fournies par le fabricant du système d'échographie d'utiliser l'imagerie en mode B. Nommez le fichier de configuration créé: "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Utilisez la commande "VSX" et quand "Nom du fichier .mat à traiter:" est invité, entrez le nom du fichier de configuration "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Déplacez les deux transducteurs et utilisez l'affichage en mode B qui est apparu sur l'écran d'ordinateur pour les positionner dans la région ciblée du foie à l'ablation. Cibler une région d'environ 1 cm sous la surface du foie pour éviter une forte atténuation ultrasonore due à l'absorption. Enregistrer une image classique en mode B du foie sur l'ordinateur.
Note:Ici nous avons effectué des ablations HIFU à 11 endroits différents dans deux échantillons de foie en déplaçant les transducteurs avec le positionneur 3-D pour chaque ablation.
2. Ultrason d'acquisition de données
- Ouvrez Matlab. Utilisez la commande "VSX" et quand "Nom du fichier .mat à traiter:" est invité, entrez le nom du fichier de configuration "P4-2Flash_DivergingWave.mat" pour faire diverger imagerie d'onde ou "P4-2Flash_PlaneWave.mat" pour onde plane imagerie. Démarrez le HIFU et l'appliquer pendant 2min de la région ciblée.
- Acquérir les données de canal RF à 1000 images par seconde pendant 2 min à l'aide des ondes divergentes. Alternativement, acquérir les données de canal RF à 1000 images par seconde pendant 2 min en utilisant des ondes planes.
- Transférer les données vers un ordinateur hôte toutes les 200 trames via un câble PCI Express. Sinon, pour le streaming en temps réel, d'acquérir les données de canal RF à 167 images par seconde pendant 2 min à l'aide des ondes planes et transfer les données à un ordinateur hôte tous les 2 cadres.
Remarque: Les méthodes d'imagerie avec jeu de 200 images fournit une haute résolution temporelle dans chaque jeu, mais créer des écarts entre chaque série et est approprié pour le traitement hors ligne. La méthode d'imagerie à 167 fps avec une résolution temporelle inférieure, mais ne crée pas de lacunes à travers toute la durée de l'ablation et est approprié pour le streaming en temps réel. - Fonte de la matrice de données de canal RF à une seule matrice de précision GPU avec Matlab. Multiplier la matrice de données de canal RF par la matrice de reconstruction pour obtenir les données RF 11 reconstruits.
3. Déplacement Imaging
- Créer un Butterworth filtre passe-bas 6 e de commande à 4 MHz fréquence de coupure en utilisant le System Toolbox DSP de Matlab. Appliquer ce filtre passe-bas pour les données RF reconstruits pour filtrer la composante 4,5 MHz HIFU.
- Estimer le déplacement axial entre les images consécutives en utilisant 1-D normalisée corrélation croiséeavec une longueur 3.1mm-fenêtre et 90% de recouvrement.
- Créer un Butterworth filtre passe-bas 6 e de l'ordre à 100 Hz fréquence de coupure en utilisant le System Toolbox DSP de Matlab. Appliquer ce filtre passe-bas pour les données de déplacement temporel utilisant Matlab pour récupérer la composante de fréquence de 50 Hz-oscillatoire.
- Définir une région d'intérêt (ROI) sous la région focale à -6 dB (1,7 x 0,4 mm dans de l'eau) et situé à 70 mm de la surface du transducteur. Extraire les données de déplacement dans ce ROI. Estimer le déplacement rapport signal sur bruit (SNR d) à la région focale après 2 min de l'ablation comme le rapport entre le déplacement moyenne et l'écart type du déplacement dans le ROI.
- Extraire le signal de déplacement temporel de 50 Hz à la mise au point à partir des données de la matrice de déplacement. Convertir le signal de déplacement temporel au foyer en un son audible en utilisant Matlab.
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Representative Results
Le streaming en temps réel des IHM déplacement durant HIFU ablation peut être obtenu en utilisant l'imagerie à ondes divergents et avion. La figure 2 est une capture d'écran de la vidéo montrant affichage en temps réel de la force de rayonnement acoustique de déplacement induit utilisant l'imagerie par onde plane in vitro canines foies en cours de traitement HIFU . Les déplacements sont diffusées en temps réel sur l'écran de l'ordinateur à un taux de trame d'affichage de 4,5 Hz. Déplacements positifs sont présentés dans les déplacements rouges et négatives en bleu. Les lésions ont été remis avec succès en utilisant l'ablation HIFU. La figure 3 montre la lésion obtenue dans le foie après l'ablation correspondant à la figure 2.
Diminution de HMI pic déplacement négatif amplitude au cours HIFU ablation peut être imagée à la fois avec l'imagerie d'onde divergente et en avion. La figure 4 montre HMI pic déplacement négatif à différents stades de l'ablation avec divergents et onde planeimagerie. Déplacements négatifs des pics ont été présentés à la fois avec et sans superposition sur le mode B pour voir plus clairement le motif de déplacement et de voir la région ciblée dans le foie, respectivement. Le 50 Hz HMI son déplacement correspondant à l'ablation contrôlée avec onde plane (figure 4C) a été incorporé à la vidéo. La diminution de HMI amplitude de déplacement en raison de l'ablation peut être entendu qui fournit un outil de surveillance supplémentaire. La figure 4 montre également que la taille de la région excitée par HIFU augmente au cours de l'ablation. Figure 5A et 5B montre les déplacements HMI dans la région focale lors de l'ablation de la vague divergents et plan respectivement. La diminution des IHM ampleur déplacement est clairement visible à la fois pour divergente et l'imagerie par onde plane. Figure 6 montre la diminution crête-à-crête de déplacement pour tous les endroits ciblés dans le foie à la fois pour divergente (Figure 6A) et en avion (figure 6B) imagerie d'onde. La diminution crête-à-crête de déplacement pour onde plane est pas significativement différent pour celui obtenu pour la vague divergente.
Imagerie d'onde plane a été trouvé pour avoir un SNR d supérieur au foyer que divergentes imagerie d'onde. La figure 7 montre le SNR d dans le ROI pour toutes les positions de lésions dans le foie pour divergente (figure 7A) et en avion (figure 7B) imagerie d'onde . Le SNR d moyenne pour avion était 1,7 fois plus élevé que pour l'imagerie divergent d'onde.
Figure 1. expérimental. (A) Représentation du système de HMIFU. (B) Photo de l'expérimental.om / files / ftp_upload / 53050 / 53050fig1large.jpg "target =" _ blank "> S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 2. en temps réel les déplacements IHM. Capturer l'écran de l'ordinateur montrant diffusion en temps réel des déplacements IHM avec l'imagerie par onde plane pendant HIFU ablation d'un foie canine à 4,5 Hz taux de trame d'affichage. Le panneau de gauche montre les déplacements HMI filtrés et le panneau de droite montre les déplacements HMI filtrés superposées sur la pré-ablation mode B du foie. S'il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 3. lésion induite par la HIFU. Photo de la section Moyen d'une lésion après traitement HIFU. S'il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 4. Divergent et l'imagerie par onde plane des déplacements. Négative imagerie de pointe HMI déplacement durant HIFU ablation d'un foie canine utilisant divergentes vague sans superposition en mode B (A), avec B-mode overlay (B), en utilisant l'imagerie par onde plane sans superposition en mode B (C) et avec superposition en mode B (D). Le 50 Hz HMI son déplacement correspondant à l'ablation contrôlée avec onde plane (figure 4C) a été incorporé à la vidéo. Plouer cliquez ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 5. IHM déplacement focal. HMI de déplacement à la région focale lors de l'ablation HIFU utilisant divergent (A) et le plan (B) imagerie d'onde. S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 6. diminution de déplacement crête-à-crête. Baisse-crête à crête déplacement à la région focale pendant HIFU ablation utilisant divergent (A) et le plan (B) imagerie d'onde. S'il vous plaîtcliquez ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 7. Déplacement rapport signal-sur-bruit. Le déplacement rapport signal-sur-bruit au foyer pour divergente (A) et le plan (B) imagerie d'onde pour la position d'ablation différent. S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure .
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Discussion
Surveillance en temps réel des lésions HIFU est important pour assurer la livraison appropriée et efficace lésion. Comme les formes de lésion, le tissu se raidit et son amplitude de mouvement sous excitation diminue. Application HIFU dans une région des résultats de tissu en une force de rayonnement acoustique qui induit un déplacement des tissus. La variation relative de déplacement est un substitut de la variation relative de la rigidité des tissus. Cette technique présente l'avantage de contrôler lésion HIFU sans arrêter le traitement, contrairement à d'autres procédés à base d'ultrasons. La résolution temporelle de la surveillance en temps réel dans cette étude (4,5 Hz) était supérieur à celui obtenu dans l'ablation HIFU guidée par RM (1 Hz).
Le traitement rapide des données ultrasons RF est une étape cruciale pour le streaming en temps réel de déplacement. La reconstruction de l'image est l'étape la plus lente du traitement. Dans ce protocole, la vitesse de la reconstruction de l'image a été optimisé par l'obtention de l'ensemble du cadre using une seule opération. Cette opération consiste à multiplier les données de canal par une matrice RF. Seuls les éléments non nuls de la matrice ont été attribuées à optimiser le temps de calcul et la
multiplication a été effectuée sur un GPU. Une méthode rapide normalisé 1-D corrélation croisée a été utilisé pour estimer les déplacements. Un chevauchement de 80% de la fenêtre permet un bon compromis entre le temps de calcul et la résolution axiale des images de déplacement.
La méthode de formation de faisceau d'émission peut également affecter la qualité de l'image de déplacement. Le SNR d a été jugée nettement plus faible pour divergeant que pour l'imagerie par onde plane en utilisant un test t sur deux échantillons. L'ampleur du déplacement était également plus faible pour divergeant que pour l'imagerie d'onde plane. Ceci pourrait être expliqué par le fait que la direction axiale de l'onde divergente est pas alignée avec le faisceau de HIFU dans tout ROI raison de la nature divergente de l'onde dansContrairement à l'onde plane. La diminution inférieure crête-à-crête déplacement trouvé pour lésion # 3 pour divergente imagerie d'onde peut être dû à la présence d'un navire au centre de la lésion observée après pathologie. Le SNR d inférieure trouvé pour lésion # 4 pour l'imagerie par onde plane peut être due à la proximité de l'objet à la surface du foie. Il doit également être noté que l'atténuation due à la propagation géométrique dans la direction latérale se produit pour les ondes divergentes et non pour onde plane qui peut affecter la qualité de l'estimation de mouvement. Toutefois, lorsque vous utilisez le même transducteur à ultrasons, l'imagerie d'onde divergente offre un plus grand champ de vue que l'imagerie d'onde plane qui est de l'intérêt pour l'image en continu la plus grande partie de la région pour l'ablation.
Dans ce protocole, un réseau phasé a été utilisé pour les déplacements d'image de sorte que seule une section de la région de l'ablation a été imagé. Un ensemble transducteur 2-D pourrait être utilisé pour l'image til totalité de volume de la région ablatée. L'ablation à différents endroits du foie a été réalisée en déplaçant le transducteur par rapport au foie. Orientation du faisceau peut être effectuée avec la sonde HIFU pour cibler différents endroits de la région à traiter pour permettre plus de ciblage approprié. Outre les améliorations techniques susmentionnées, les orientations futures comprennent la traduction clinique de cette méthode.
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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
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