Abstract
Harmonic Imaging Movimento per Focused Ultrasound (HMIFU) è una tecnica in grado di eseguire e monitorare High Intensity Focused Ultrasound (HIFU) ablazione. Un moto oscillatorio viene generato al centro di un 93-elemento e 4,5 MHz frequenza centrale HIFU trasduttore applicando un segnale modulato in ampiezza 25 Hz utilizzando un generatore di funzione. A 64-elemento e 2,5 MHz trasduttore di imaging con 68kPa pressione di picco è confocally posto al centro del trasduttore HIFU per acquisire i dati del canale a radiofrequenza (RF). In questo protocollo, il monitoraggio in tempo reale della termoablazione con HIFU con una potenza acustica di 7 W in fegati canino in vitro è descritta. Trattamento HIFU è applicato sul tessuto durante 2 minuti e la regione ablato è ripreso in tempo reale utilizzando l'imaging divergenti o un'onda piana fino a 1.000 fotogrammi / secondo. La matrice dei dati del canale RF viene moltiplicata per una matrice sparsa per la ricostruzione dell'immagine. Il campo ricostruito di vista è di 90 ° per divergente wave e 20 mm per l'imaging onde piane ed i dati sono campionati a 80 MHz. La ricostruzione viene eseguita su una Processing Unit grafica (GPU) per immagini in tempo reale ad un frame rate 4.5 display. 1-D normalizzato cross-correlazione dei dati RF ricostruito viene utilizzato per stimare spostamenti assiali nella regione focale. L'entità dello spostamento picco-picco alla profondità focale diminuisce durante l'ablazione termica che denota irrigidimento del tessuto a causa della formazione di una lesione. Il segnale-rumore rapporto di spostamento (SNR d) presso l'area focale di un'onda piana è stata di 1,4 volte superiore a quello divergente onda mostrare che l'imaging onda piana sembra produrre meglio spostamento mappe di qualità per HMIFU di divergenza di imaging onda.
Protocol
Questo protocollo è stato approvato dalla cura e l'uso degli animali Comitato Istituzionale della Columbia University. Tutto l'acquisizione e l'elaborazione dei dati sono state eseguite utilizzando l'ambiente Matlab.
1. set-up sperimentale
- Degassare un vivo canino campione ex fegato durante 90 min. Posizionare il campione di fegato in una vasca riempita con tampone fosfato degasato Solution (Figura 1). Fissare il campione di fegato su un assorbitore acustico con aghi alle estremità del fegato.
- Inserire un 64-elemento, mm di passo 0,32, 2,5 MHz frequenza centrale phased array (imaging) attraverso un foro circolare situato al centro di un 93-elemento dell'array emisferica HIFU trasduttore (terapeutico) a 4,5 MHz frequenza centrale, 70 mm profondità focale e 1,7 mm x 0,4 millimetri di dimensione focale 11. Allineare i due trasduttori coassialmente e fissare il trasduttore di imaging nella trasduttore terapeutica con viti di regolazione.
- Coprire il trasduttore HIFU con avolume controllato membrana poliuretanica riempita con acqua corrente degasata per raffreddarlo. Montare il trasduttore su un 3-D posizionatore controllati dal computer.
- Collegare il trasduttore HIFU ad un generatore di funzione di invio a 25 Hz modulata in ampiezza della forma d'onda sinusoidale con 500 mV massima ampiezza. Collegare il trasduttore di imaging per un sistema ad ultrasuoni completamente programmabile utilizzando il software Matlab.
Nota: Un software associato con il sistema ad ultrasuoni e con l'ambiente Matlab deve essere installato sul computer collegato al sistema. Un amplificatore 50 dB RF e una rete di adattamento deve essere collocato tra il trasduttore HIFU e il generatore di funzioni per amplificare rispettivamente la potenza e abbinare l'impedenza. - Creare una griglia polare, utilizzando Matlab, iniziando 50 mm dalla superficie della matrice e 40 mm di profondità in direzione radiale con passo spaziale di 9,625 micrometri e di 90 ° in direzione azimutale con 128 linee e la cui origine è il focus dell'onda divergenti. Definire la sorgente del divergenti dell'onda 10.24 mm (metà delle dimensioni dell'apertura) dietro la superficie della matrice e centrato nella direzione laterale.
- Creare una griglia cartesiana, utilizzando Matlab, iniziando 50 mm dalla superficie della matrice e 40 mm di profondità in senso assiale con passo spaziale di 9,625 micron e 20 mm di larghezza in direzione laterale con 64 linee per l'onda piana. Definire la sorgente dell'onda piana sulla superficie della matrice. Per ogni griglia, calcolare il tempo dalla sorgente a ciascun punto della griglia e di nuovo a ogni elemento dell'array.
- Inserire "ReconMat_DW" per l'imaging divergenti onda o "ReconMat_PW" per l'imaging onda piana nella finestra di comando Matlab e premere il tasto "Enter" per creare una matrice di ricostruzione associato con un algoritmo di ritardo-e-somma standard per ogni griglia. Applicare l'algoritmo di ritardo-e-somma ogni vettore di base tipo e recuperare i elemen non zerits della matrice risultante 11. Assegnare gli elementi non nulli ottenuti dalla matrice risultante alla matrice sparse nella posizione corrispondente. Salvare la matrice di ricostruzione sul disco rigido del computer.
Nota: Il divergenti e metodi d'onda piano utilizzano due matrici distinte di ricostruzione.- Gettate la matrice di ricostruzione di una matrice GPU. Inserire "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" per divergenze di imaging onda o "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" per l'imaging onda piana nella finestra di comando Matlab e premere "Invio" per creare un file di installazione per l'acquisizione dei dati del canale ultrasuoni utilizzando lo script associato al phased array e fornito dal produttore del sistema ad ultrasuoni. Nome del file di setup "P4-2Flash_DivergingWave.mat" per l'imaging divergenti onda e "P4-2Flash_PlaneWave.mat" per l'imaging onda piana.
Nota: Un pacchetto software commerciale deve essere installato sul computer to lanciare la matrice sparsa di ricostruzione di una matrice GPU.
- Gettate la matrice di ricostruzione di una matrice GPU. Inserire "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" per divergenze di imaging onda o "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" per l'imaging onda piana nella finestra di comando Matlab e premere "Invio" per creare un file di installazione per l'acquisizione dei dati del canale ultrasuoni utilizzando lo script associato al phased array e fornito dal produttore del sistema ad ultrasuoni. Nome del file di setup "P4-2Flash_DivergingWave.mat" per l'imaging divergenti onda e "P4-2Flash_PlaneWave.mat" per l'imaging onda piana.
- Sincronizzare il sistema a ultrasuoni con il generatore di funzione utilizzando un trigger esterno in modo che l'acquisizione dei dati frame rate elevato ultrasuoni del fegato inizia contemporaneamente come HIFU.
- Aprire Matlab. Eseguire lo script di installazione "SetUpP4_2Flash_4B.m" fornito dal produttore del sistema ad ultrasuoni di utilizzare immagini B-mode. Nome del file di installazione creato: "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Utilizzare il comando "VSX" e quando "Nome del file di .mat a processo:" viene richiesto, inserire il nome del file di setup "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Spostare entrambi i trasduttori e utilizzare il display B-mode che è apparso sullo schermo del computer per posizionarli nella regione di destinazione del fegato per l'ablazione. Target una regione di circa 1 cm sotto la superficie del fegato per evitare un'elevata attenuazione ultrasuoni causa dell'assorbimento. Salvare un'immagine convenzionale B-mode del fegato nel computer.
Nota:Qui ci siamo esibiti ablazioni HIFU a 11 luoghi diversi in due esemplari di fegato spostando i trasduttori con il posizionatore 3-D per ogni ablazione.
2. Ecografia Acquisizione Dati
- Aprire Matlab. Utilizzare il comando "VSX" e quando "Nome del file di .mat a processo:" viene richiesto, immettere il nome del file di setup "P4-2Flash_DivergingWave.mat" per l'imaging divergenti onda o "P4-2Flash_PlaneWave.mat" per onda piana imaging. Avviare l'HIFU e applicarlo durante 2min alla regione di destinazione.
- Acquisire i dati del canale RF a 1.000 fotogrammi al secondo durante 2 minuti utilizzando onde divergenti. In alternativa, acquisire i dati del canale RF a 1.000 fotogrammi al secondo durante 2 min con onde piane.
- Trasferire i dati a un computer host ogni 200 fotogrammi con un cavo PCI Express. In alternativa, per streaming in tempo reale, acquisire i dati del canale RF in 167 fotogrammi al secondo durante 2 minuti utilizzando onde piane e trasfer i dati a un computer host ogni 2 fotogrammi.
Nota: I metodi di imaging con l'insieme delle 200 fotogrammi fornisce ad alta risoluzione temporale all'interno di ogni set, ma la creazione di spazi vuoti tra ogni serie ed è appropriato per l'elaborazione off-line. Il metodo di imaging a 167 fps con una risoluzione temporale inferiore, ma non crea eventuali lacune in tutto il tutto il tempo di ablazione ed è adatto per streaming in tempo reale. - Gettate la matrice di dati canale RF per una sola matrice precisione GPU con Matlab. Moltiplicare la matrice di dati canale RF dalla matrice di ricostruzione di ottenere i dati RF ricostruiti 11.
3. Spostamento Imaging
- Creare un 6 ° ordine Butterworth filtro passa-basso a 4 MHz frequenza di taglio utilizzando il sistema DSP System Toolbox di Matlab. Applicare questo filtro passa-basso per i dati RF ricostruiti per filtrare la componente 4,5 MHz HIFU.
- Stimare lo spostamento assiale tra fotogrammi consecutivi utilizzando 1-D normalizzato cross-correlazionecon una lunghezza 3,1 millimetri-finestra e il 90% di sovrapposizione.
- Creare un 6 ° ordine Butterworth filtro passa-basso a 100 Hz frequenza di taglio utilizzando il sistema DSP System Toolbox di Matlab. Applicare questo filtro passa basso per i dati di spostamento temporale utilizzando Matlab per recuperare la componente di frequenza 50 Hz-oscillatorio.
- Definire una regione di interesse (ROI) come la regione focale a -6 dB (1,7 x 0,4 mm in acqua) e si trova a distanza di 70 mm dalla superficie del trasduttore. Estrarre i dati di spostamento in questo ROI. Stima il rapporto segnale-rumore rapporto di spostamento (SNR d) in corrispondenza della zona focale dopo 2 min di ablazione come il rapporto fra il volume media e la deviazione standard dello spostamento nella ROI.
- Estrarre il segnale di spostamento temporale di 50 Hz al fuoco dai dati della matrice di spostamento. Convertire il segnale di spostamento temporale al fuoco in suoni udibili con Matlab.
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Representative Results
In tempo reale lo streaming di operatore spostamento durante HIFU l'ablazione può essere ottenuto utilizzando l'imaging onda divergenti e aereo. Figura 2 è un cattura schermo video che mostra visualizzazione in tempo reale della forza radiazioni acustico spostamento indotto con piano di imaging onda in vitro cane fegati in corso HIFU l'ablazione . Gli spostamenti sono in streaming in tempo reale sullo schermo del computer con un frame rate di visualizzazione di 4.5 Hz. Spostamenti positivi sono mostrati in rosso e spostamenti negativi in blu. Le lesioni sono state consegnate con successo utilizzando HIFU ablazione. La Figura 3 mostra la lesione ottenuto nel fegato dopo l'ablazione corrispondente alla figura 2.
Diminuzione di HMI ampiezza di picco spostamento negativo durante l'ablazione HIFU può essere ripreso con entrambe le immagini delle onde divergenti e aereo. La figura 4 mostra HMI picco spostamento negativo a diversi stadi dell'ablazione con divergenti e onde pianeimaging. Peak spostamenti negativi sono stati mostrati sia senza e con sovrapposizione sulla B-mode a vedere più chiaramente il modello di spostamento e di vedere la regione di destinazione nel fegato, rispettivamente. Il 50 Hz HMI suono spostamento corrispondente alla ablazione monitorato con un'onda piana (Figura 4C) è stato incorporato al video. La diminuzione di HMI ampiezza spostamento dovuto alla ablazione può essere sentito che fornisce uno strumento di monitoraggio aggiuntivo. Figura 4 indica anche che la dimensione della regione eccitato da aumenti HIFU durante l'ablazione. Figura 5A e 5B mostra gli spostamenti HMI alla regione focale durante l'ablazione per onda divergenti e piano rispettivamente. La diminuzione HMI grandezza spostamento è chiaramente visibile sia per divergenti e piano di imaging onda. Figura 6 mostra la riduzione di picco-picco di spostamento per tutte le località di destinazione nel fegato sia per divergente (Figura 6A) e aereo (Figura 6B) di imaging onda. La diminuzione spostamento picco-picco per onda piana non è significativamente diverso per quello ottenuto divergente onda.
Imaging Onda piana è stato trovato per avere una maggiore SNR d al fuoco di divergente di imaging onda. La figura 7 mostra il SNR d nella ROI per tutte le posizioni lesione nel fegato per divergente (Figura 7A) e piano (Figura 7B) Imaging onda . Il SNR d media per aereo era 1,7 volte superiore a quella per l'imaging divergenti onda.
Figura 1. sperimentale (A) Rappresentazione del sistema di HMIFU set-up.. (B) Immagine del set-up sperimentale.om / files / ftp_upload / 53050 / 53050fig1large.jpg "target =" _ blank "> Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.
Figura 2. in tempo reale gli spostamenti HMI. Cattura schermo del computer che mostra in tempo reale lo streaming di spostamenti HMI con l'imaging onda piana durante l'ablazione HIFU di un fegato canino a 4.5Hz frame rate del display. Il pannello di sinistra mostra gli spostamenti HMI filtrati ed il pannello laterale destro mostra gli spostamenti HMI filtrati sovrapposte sul pre-ablazione B-mode del fegato. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.
Figura 3. lesione indotta da HIFU. Immagine della sezione centrale di una lesione dopo il trattamento HIFU. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.
Figura 4. divergente e onde piane per immagini degli spostamenti. Picco negativo di imaging spostamento operatore durante l'ablazione HIFU di un fegato canino utilizzando divergente onda senza sovrapposizione B-mode (A), con B-modalità di sovrapposizione (B), utilizzando l'imaging onda piana senza B-mode overlay (C) e con B-mode overlay (D). Il 50 Hz HMI suono spostamento corrispondente ablazione monitorato con un'onda piana (Figura 4C) è stato incorporato per il video. Pleasing clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.
Figura 5. HMI spostamento focale. HMI spostamento alla regione focale durante l'ablazione HIFU usando divergenti (A) e aereo (B) di imaging onda. Cliccate qui per vedere una versione più grande di questa figura.
Figura 6. diminuzione picco-picco spostamento. Diminuzione spostamento picco-picco in corrispondenza della zona focale durante ablazione HIFU usando divergenti (A) e il piano (B) di imaging onda. Favoreclicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.
Il rapporto di spostamento segnale-rumore al fuoco per divergenti (A) e aereo (B) l'imaging d'onda per l'ablazione posizione diversa Figura 7. Spostamento rapporto segnale-rumore.. Cliccate qui per vedere una versione più grande di questa figura .
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Discussion
Monitoraggio in tempo reale delle lesioni HIFU è importante per garantire una corretta ed efficiente consegna lesione. Poiché le forme di lesione, il tessuto si irrigidisce e la sua ampiezza di movimento sotto eccitazione diminuisce. Applicando HIFU in una regione dei risultati di tessuto in una forza di radiazione acustica che induce lo spostamento del tessuto. La variazione relativa di spostamento è un surrogato di variazione relativa di rigidità dei tessuti. Questa tecnica offre il vantaggio di monitorare HIFU lesione senza interrompere il trattamento a differenza di altri metodi basati ultrasuoni. La risoluzione temporale del monitoraggio in tempo reale in questo studio (4,5 Hz) è superiore a quella ottenuta in MR-guidata ablazione HIFU (1 Hz).
Rapida elaborazione dei dati ad ultrasuoni RF è un passaggio fondamentale per streaming in tempo reale di spostamento. La ricostruzione dell'immagine è il passo più lento del trattamento. In questo protocollo, la velocità della ricostruzione dell'immagine è stata ottimizzata ottenendo l'intero frame using un'unica operazione. Questa operazione consiste nel moltiplicare i dati del canale RF da una matrice. Solo gli elementi non nulli della matrice sono stati assegnati per ottimizzare il tempo di calcolo e la
moltiplicazione è stata eseguita su una GPU. A 1-D normalizzato metodo cross-correlazione veloce è stato utilizzato per stimare gli spostamenti. Una finestra sovrapposizione di 80% permette un buon compromesso tra il tempo di calcolo e la risoluzione delle immagini assiale di spostamento.
Il metodo di trasmissione beamforming può anche influire sulla qualità dell'immagine spostamento. Il SNR d è risultata essere significativamente più basso per divergenti rispetto a piano di imaging d'onda con una t-test a due campioni. L'entità dello spostamento è stato inferiore a divergenze che per piano di imaging onda. Ciò può essere spiegato dal fatto che la direzione assiale dell'onda divergenti non è allineato con la trave HIFU nell'intera ROI causa della natura divergente dell'onda incontrasto per l'onda piana. La diminuzione spostamento inferiore picco-picco trovati lesione # 3 per l'imaging divergente onda può essere dovuta alla presenza di una nave al centro della lesione osservata dopo patologia grave. Il SNR d minore trovati lesione # 4 per l'imaging onda piana può essere dovuto alla vicinanza del fuoco sulla superficie del fegato. Si deve anche notare che a causa di attenuazione geometrica diffusione nella direzione laterale avviene per onde divergenti e non per onda piana che può influenzare la qualità della stima del moto. Tuttavia, quando si utilizza lo stesso trasduttore ad ultrasuoni, l'onda di imaging divergente offre un campo visivo più ampio piano di imaging di un'onda che è di interesse per l'immagine continuamente la maggior parte della regione per l'ablazione.
In questo protocollo, un allineamento di fase è stato utilizzato per gli spostamenti immagine in modo che solo una sezione trasversale della regione ablato stato ripreso. Un insieme di trasduttori 2-D potrebbe essere utilizzata per immagine tegli intero volume della regione ablato. L'ablazione in punti diversi del fegato è stata ottenuta spostando il trasduttore rispetto al fegato. Orientamento del fascio potrebbe essere eseguita con la sonda HIFU di indirizzare diverse località della regione da trattare per consentire una maggiore il targeting corretto. Oltre al già citato miglioramenti tecnici, orientamenti futuri includono la traduzione clinica di questo metodo.
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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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