Summary
Dieses Protokoll zeigt, wie ultraschnelle Ultraschall-Doppler-Bildgebung angewendet wird, um Blutflüsse zu quantifizieren. Nach einer 1 s langen Erfassung hat der Experimentator Zugriff auf einen Film des gesamten Sichtfeldes mit axialen Geschwindigkeitswerten für jedes Pixel pro ≈0,3 ms (abhängig von der Ultraschallzeit des Fluges).
Abstract
Der gepulste Doppler-Effekt ist die Haupttechnik, die in der klinischen Echographie zur Beurteilung des Blutflusses verwendet wird. Angewandt mit herkömmlichen fokussierten Ultraschall-Doppler-Modi, hat es mehrere Grenzen. Erstens ist eine fein abgestimmte Signalfilterung erforderlich, um Blutflüsse von umgebenden beweglichen Geweben zu unterscheiden. Zweitens muss der Bediener wählen, ob er die Blutflüsse lokalisiert oder quantifiziert. In den letzten zwei Jahrzehnten hat die Ultraschall-Bildgebung einen Paradigmenwechsel mit der Entstehung von ultraschnellem Ultraschall mit unfokussierten Wellen durchgemacht. Neben einer hundertfachen Erhöhung der Framerate (bis zu 10000 Hz) bricht diese neue Technik auch den konventionellen Quantifizierungs-/Lokalisierungskompromiss und bietet eine vollständige Blutfluss-Mapping des Sichtfeldes und einen gleichzeitigen Zugriff auf Fließgeschwindigkeitenmessungen auf Ein-Pixel-Ebene (bis zu 50 m). Diese Datenkontinuität sowohl in räumlichen als auch in zeitlichen Dimensionen verbessert den Gewebe-Blut-Filterprozess stark, was zu einer Erhöhung der Empfindlichkeit gegenüber kleinen Durchblutungsgeschwindigkeiten führt (bis zu 1 mm/s). In diesem Methodenpapier wollen wir das Konzept des ultraschnellen Dopplers sowie seine Hauptparameter vorstellen. Erstens fassen wir die physikalischen Prinzipien der unfokussierten Wellenbildgebung zusammen. Anschließend stellen wir die Hauptschritte der Doppler-Signalverarbeitung vor. Insbesondere erklären wir die praktische Umsetzung der kritischen Gewebe-/Blutflusstrennalgorithmen und die Extraktion von Geschwindigkeiten aus diesen gefilterten Daten. Diese theoretische Beschreibung wird durch In-vitro-Erfahrungen ergänzt. Ein Gewebe-Phantom, das einen Kanal mit fließender blutimitierender Flüssigkeit einbettet, wird mit einem forschungsprogrammierbaren Ultraschallsystem abgebildet. Es wird ein Durchflussbild erhalten und die Strömungseigenschaften werden für mehrere Pixel im Kanal angezeigt. Schließlich wird eine Überprüfung der In-vivo-Anwendungen vorgeschlagen, die Beispiele in mehreren Organen wie Karotis, Niere, Schilddrüse, Gehirn und Herz zeigt.
Introduction
Ultraschall-Bildgebung ist eines der am häufigsten verwendeten bildgebenden Verfahren in der klinischen Praxis und Forschungsaktivitäten. Die Kombination der Ultraschallwellenemission in den biologischen Geweben, gefolgt von der Aufzeichnung der rückgestreuten Echos, ermöglicht die Rekonstruktion anatomischer Bilder, des sogenannten "B-Mode". Diese Methode ist perfekt für die Bildgebung von Weichgeweben geeignet, wie z. B. biologische Gewebe, die typischerweise das Eindringen von Ultraschall über mehrere Zentimeter ermöglichen, mit einer Ausbreitungsgeschwindigkeit von ≈1540 m/s. Je nach Mittelfrequenz der Ultraschallsonde werden Bilder mit einer Auflösung von 30 bis 1 mm erhalten. Darüber hinaus ist bekannt, dass die Bewegung einer akustischen Quelle die physikalischen Eigenschaften der zugehörigen Wellen beeinflusst. Insbesondere wird die Verbindung zwischen den Frequenzverschiebungen einer Welle relativ zur Geschwindigkeit ihrer Quelle als Dopplereffekt1beschrieben, dessen einfachste Manifestation die sich verändernde Sirene eines sich bewegenden Krankenwagens ist. Ultraschall-Bildgebung hat diesen physikalischen Effekt seit langem verwendet, um die sich bewegenden roten Blutkörperchen zu beobachten2, und es schlägt eine Vielzahl von bildgebenden Modi häufig als "Doppler-Bildgebung" bezeichnet. Diese Modi ermöglichen die Beurteilung von Blutflüssen in sehr unterschiedlichen Anwendungen und Organen, wie Gehirn, Herz, Niere oder periphere Arterien.
Bemerkenswert ist, dass die meisten derzeit verfügbaren Ultraschallsysteme auf die gleiche Technologie angewiesen sind, die als konventioneller Ultraschall bezeichnet wird. Die Grundprinzipien sind folgende: Ein akustischer Strahl insonifiziert das Sichtfeld und wird entlang der Ultraschallwandleröffnung gefegt. Für jede Position des Balkens werden die Echos aufgezeichnet und in eine Zeile des endgültigen Bildes umgewandelt. Durch schrittweises Verschieben des Strahls entlang des Messumformers kann das gesamte Sichtfeld zeilenweise abgebildet werden(Abbildung 1, linkes Bedienfeld). Diese Strategie war gut an die elektrischen Zwänge und Rechenleistung angepasst, die bis zum Beginn des 21. Jahrhunderts vorherrschte. Dennoch hat es mehrere Nachteile. Unter diesen ist die endgültige Framerate durch den Strahlscanprozess auf einige hundert Bilder pro Sekunde begrenzt. In Bezug auf den Blutfluss beeinflusst diese relativ niedrige Framerate die maximal zu erkennenden Strömungsgeschwindigkeiten, die durch die Stichprobenkriterien von Shannon-Nyquist3diktiert werden. Darüber hinaus muss der konventionelle Doppler mit einem komplexen Kompromiss fertig werden. Um die Durchblutungsgeschwindigkeit in einer bestimmten Interessenregion (ROI) zu bewerten, müssen mehrere Echos, die von diesem ROI stammen, sukzessive aufgezeichnet werden. Dies bedeutet, dass der Ultraschallstrahl vorübergehend in einer festen Position gehalten wird. Je länger das Echo-Ensemble, desto besser ist die Geschwindigkeitsschätzung für diesen ROI. Um jedoch ein vollständiges Bild des Sichtfeldes zu erzeugen, muss der Strahl das Medium scannen. Daher kann man den Konflikt zwischen diesen beiden Einschränkungen spüren: halten Sie den Strahl, um die Geschwindigkeit entlang einer Linie genau zu bewerten, oder bewegen Sie den Strahl, um ein Bild zu erzeugen. Die verschiedenen herkömmlichen Doppler-Modi (z.B. Color Doppler oder Pulse Wave Doppler) spiegeln diesen Kompromiss direkt wider. In der Regel erzeugt der Farbdoppler eine Low-Fidelity-Flow-Map, die für die Lokalisierung der Gefäße4verwendet wird, und der Pulswellendoppler wird dann verwendet, um den Fluss in einem zuvor identifizierten Gefäß genau zu quantifizieren5.
Diese beiden Einschränkungen (niedrige Framerate und Lokalisierung/Quantifizierungs-Kompromiss) werden mit sehr hochformatigen neu auftretenden Techniken überwunden. Unter diesen kann der synthetische Blendenansatz6 oder die multiline Sendetechnik zitiert werden7. In dieser Studie konzentrieren wir uns auf die sogenannte Ultrafast-Ultraschall-Methode. Eingeführt vor zwei Jahrzehnten8,9,10, diese Methode beruht auch auf der Emission / Empfang von Ultraschall, aber mit einem radikal anderen Muster. Anstatt einen scanning fokussierten Strahl zu verwenden, verwendet ultraschnelle Bildgebung Ebenenwellen oder divergierende Wellen, die in der Lage sind, das Sichtfeld mit einer einzigen Emission zu insonifizieren. Nach dieser einmaligen Emission ist die zugehörige Elektronik auch in der Lage, die große Anzahl von Echos aus dem gesamten Sichtfeld zu empfangen und zu verarbeiten. Am Ende kann ein Bild aus einem einzigen Emissions-/Empfangsmuster11 rekonstruiert werden (Abbildung 1, rechtes Panel). Diese unfokussierten Emissionen können aufgrund der Ausbreitung der akustischen Energie ein niedriges Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) aufweisen. Dies kann durch das Aussenden mehrerer betitelter Ebenenwellen (oder divergierender Wellen mit unterschiedlichen Quellen) und durch Hinzufügen der resultierenden Bilder angegangen werden. Diese Methode wird "kohärente Compoundierung"12genannt. Zwei große Konsequenzen ergeben sich. Erstens hängt die Framerate nur von der Ultraschallzeit des Fluges ab und kann typische Werte von 1 bis 10 kHz erreichen. Zweitens gewährleistet dies die Datenkontinuität sowohl in räumlichen als auch in zeitlichen Dimensionen, die auch als raumzeitliche Kohärenz bezeichnet werden. Der herkömmliche Lokalisierungs-/Quantifizierungskompromiss ist somit gebrochen. Diese Kombination aus hoher Framerate und raumzeitlicher Kohärenz hat einen enormen Einfluss auf die Fähigkeit, Blutflüsse mit Ultraschall zu erkennen. Im Vergleich zu herkömmlichem Ultraschall bietet ultraschneller Ultraschall eine vollständige Charakterisierung des Blutflusses3. Praktisch hat der Benutzer Zugriff auf den Geschwindigkeitszeitverlauf in jedem Pixel des Bildes, für die gesamte Dauer der Erfassung (typischerweise ≈1 s), mit einer Zeitskala, die durch die Framerate angegeben wird (typischerweise eine Framerate von 5 kHz für eine zeitliche Auflösung von 200 s). Diese hohe Framerate macht die Methode für eine breite Palette von Anwendungen geeignet, wie z.B. schnellen Fluss in beweglichen Organen wie Herzkammern13 oder Myokard mit der koronaren Mikroperfusion14. Darüber hinaus hat sich gezeigt, dass seine räumlich-zeitliche Kohärenz seine Fähigkeit, langsamen Blutfluss von sich bewegenden Hintergrundgeweben zu trennen, stark verbessert, wodurch die Empfindlichkeit gegenüber mikrovaskulärem Fluss15erhöht wird. Diese Kapazität ermöglicht den Zugang zur Mikrovaskulatur des Gehirns bei Tieren16 und Menschen17.
Daher ist ultraschneller Ultraschall gut geeignet, um den Blutfluss in einer Vielzahl von Situationen abzubilden. Es ist auf weiche biologische Gewebe beschränkt und wird stark durch das Vorhandensein von harten Schnittstellen wie Knochen, oder Gashöhle wie die Lunge beeinflusst werden. Die Abstimmung der physikalischen Parameter der Ultraschallsequenz ermöglicht die Untersuchung sowohl langsamer (bis zu 1 mm/s11,16) als auch schneller Ströme (bis zu mehreren m/s). Zwischen der räumlichen Auflösung und der Tiefe der Durchdringung besteht ein Kompromiss. Typischerweise kann eine Auflösung von 50 m auf Kosten einer Penetration um 5 mm erreicht werden. Umgekehrt kann die Penetration auf 15-20 cm mit einer Auflösung von 1 mm erweitert werden. Es ist erwähnenswert, dass die meisten ultraschnellen Scanner, wie sie in diesem Artikel verwendet werden, nur 2D-Bilder liefern.
Hier schlagen wir ein einfaches Protokoll vor, um das Konzept der Ultrafast Doppler-Bildgebung mit einem programmierbaren Forschungs-Ultraschallscanner und Doppler-Phantom zu verwenden, das ein Gefäß (Arterie oder Vene) imitiert, das in biologisches Gewebe eingebettet ist.
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Protocol
1. Doppler Phantom Vorbereitung Setup (Abbildung 2A)
- Verbinden Sie die peristaltische Pumpe, das Blut imitierenden Flüssigkeitsreservoir, den Pulsdämpfer und das Doppler-Flow-Phantom mit den Kunststoffröhren.
- Wählen Sie den Kanal mit einem Durchmesser von 4 mm.
- Programmieren Sie die Pumpe, um 720 ml/min Flüssigkeit für 0,3 s auszuwerfen und dann 50 ml/min für 0,7 s auszuwerfen, um die Systole- und Diastole-Herzphasen zu imitieren
- Führen Sie die Pumpe und schütteln Sie sanft die Rohre, um potenzielle Luftblasen zu vertreiben.
HINWEIS: Der Bediener kann einen anderen Kanaldurchmesser und eine andere Pumpenrate wählen, muss jedoch sicherstellen, dass die Ultraschallsequenz schnell genug ist, um die schnellsten Strömungsgeschwindigkeiten zu erreichen. Eq. 3, das später vorgestellt wird, kann helfen, die Sequenz zu entwerfen.
2. Ultraschnelle Ultraschall-Scanner-Setup (Abbildung 2A)
- Schließen Sie den ultraschnell-fähigen Forschungsscanner mit dem PCI-Express-Link an den Hostcomputer an.
- Ändern Sie den Geberadapter am Ultraschallscanner entsprechend dem Sondenstecker, und schließen Sie dann den Prüfpunkt an.
- Führen Sie Matlab aus und aktivieren Sie die Ultraschallscanner-Lizenz.
HINWEIS: In diesem Abschnitt und im folgenden Abschnitt wird implizit von der Verwendung eines Verasonics Vantage-Systems ausgegangen.
3. Ultraschall-Sequenzprogrammierung
- Entwerfen Sie anhand der Beispiele Skripte eine konventionelle fokussierte "B-Mode"-Sequenz (d. h. Echographie), die für die Sondenpositionierung verwendet wird.
- Stellen Sie die Bildtiefe auf 50 mm ein.
- Stellen Sie die Brenntiefe auf 35 mm ein.
- Entwerfen Sie anhand der Beispiele Skripte eine ultraschnelle Ultraschallsequenz.
- Stellen Sie die Bildtiefe auf 50 mm ein.
- Programm 3 neigte Flugzeugwellen bei [-3,0,3] Grad.
- Stellen Sie die Pulswiederholungsfrequenz (PRF) auf 12 kHz ein.
- Verwenden Sie 4 Halbzyklen für die Ultraschall-Wellenform, mit einer Mittelfrequenz abhängig von der verwendeten Sonde. Hier wird eine Mittelfrequenz von 5,2 MHz angenommen.
- Legen Sie die Gesamtdauer auf 1 s fest.
4. Sondenpositionierung und Datenerfassung
- Ultraschallgel auf die Linse der Sonde auftragen.
- Legen Sie die Sonde auf das Phantom und starten Sie die B-Mode Ultraschallsequenz.
- Finden Sie den Kanal von Interesse. Die Flüssigkeit erscheint dunkler als das umgebende Gewebe. Platzieren Sie die Sonde in der Längsansicht.
- Halten Sie die Sonde manuell in der Position des Interesses.
- Beenden Sie die B-Mode-Sequenz und starten Sie das ultraschnelle Sequenzerfassungsskript.
5. Bildrekonstruktion (Abbildung 2B)
- Sobald die Sequenz vorbei ist, speichern Sie die Rohdaten (auch Als Hochfrequenzdaten ,RF" bezeichnet).
- Starten Sie das Bildrekonstruktionsskript mit der Standardsoftware des Ultraschallsystems. Am Ende des Prozesses sollte die IQ-Datenmatrix erstellt werden.
HINWEIS: Die Ultraschallechos werden auf jedem Element der Sonde und für jede Emission/Empfang aufgezeichnet und dann in der HF-Datenmatrix gespeichert. Die Bildrekonstruktion wendete auf jeden Kanal das entsprechende Delay-Gesetz an und ergibt die sogenannte "IQ"-Matrix (In-Phase/Quadrature). Die komplexe IQ-Matrix hat drei Dimensionen: zwei für Raum (Bildtiefe und -breite) und eine für Zeit
6. Clutterfilterung (Abbildung 2C)
HINWEIS: Die Schritte 6-7 finden Sie im Matlab-Skript im Ergänzenden Material.
- Umformen Sie die 3D-IQ-Matrix (Raum x Raum x Zeit) in eine 2D-Casorati-Matrix (Raum x Zeit) mit dem Namen IQr.
- Berechnen Sie die Singularwertzerlegung15 von IQr (Eq. 1).
Eq. 1 - Berechnen Sie die räumliche Ähnlichkeitsmatrix C unter Verwendung der räumlichen Singularvektoren U, wie von Baranger et al.18 (II, D) beschrieben, und identifizieren Sie die Blutunterraumgrenzen N.
- Verwenden Sie diesen Cutoff N, um die IQ-Daten zu filtern, wie in Demene et al.15 (II,C) beschrieben.
Eq. 17. Strömungsvisualisierung und Geschwindigkeitsmessungen (Abbildung 2C)
- Rechenleistung Doppler-Map PD durch Integration der Hülle der gefilterten Daten IQt entlang der zeitlichen Dimension (Eq. 2). Die 3D-Koordinaten z, x und t sind die Tiefe, Breite und zeitliche Dimension, nt und die Anzahl der erfassten Frames.
Eq. 2 - Zeigen Sie die PD-Karte im Logarithmusmaßstab an. Um den Dynamikbereich festzulegen, berechnen Sie die mittlere PD in einem Bereich außerhalb des Kanals, und verwenden Sie diesen Wert in dB als untere Grenze des Dynamikbereichs. Ein typischer Dynamikbereich ist [-30, 0] dB.
- Definieren Sie einen kreisförmigen Bereich von Interesse (ROI) auf dem Bild, der 1 bis 30 Pixel enthält.
- Durchschnittlich das IQf-Signal über die Pixel dieses ROI, um einen Vektor
von nt Zeitpunkten zu erhalten. - Berechnen und anzeigen Sie das Doppler-Spektrogramm von
, mit der quadratischen Größe der Short-Time Fourier Transform (STFT).- Stellen Sie das STFT-Fenster auf ein 60-Samples-Hann-Fenster ein.
- Legen Sie die STFT-Überlappung auf 90 % der Fensterlänge fest.
- Überlagern Sie die Mittenfrequenz an jedem Zeitpunkt des Spektrogramms.
- Konvertieren Sie die Frequenz f-Werte in axiale Blutgeschwindigkeiten vz mit der Doppler-Formel (Eq. 3). c0 ist die Schallgeschwindigkeit im Medium und fTW die Mittelfrequenz der übertragenen Ultraschall-Wellenform (hier 5,2 MHz).
Eq. 3
Eq. 2
von nt Zeitpunkten zu erhalten.
, mit der quadratischen Größe der Short-Time Fourier Transform (STFT).
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Die Qualität der Anschaffung und der Nachbearbeitung wird zunächst durch Sichtprüfung beurteilt. Die Form des Kanals muss im Power-Doppler-Bild deutlich sichtbar sein, und der Gewebebereich muss dunkel erscheinen. Wenn das Power-Doppler-Signal nicht auf den Kanal beschränkt ist, kann dies bedeuten, dass entweder der Unordnungsfilterschritt schief gelaufen ist (SVD-Schwellenwert ist zu niedrig), oder die Sonde während der Erfassung eine starke Bewegung erlebt hat.
Nach der visuellen Untersuchung kann die Untersuchung des Spektrogramms im Kanal gute Informationen über den Erfolg oder Misserfolg des Experiments liefern. Das Spektrogramm sollte einseitig sein (alle Werte über oder unter Nullen). Wenn das Spektrogramm beidseitig ist, ist Aliasing vorhanden. In diesem Fall ist entweder der Durchfluss zu schnell, oder der PRF ist zu niedrig.
Wenn diese Qualitätskriterien erfüllt sind, können die Blutgeschwindigkeiten aus jedem ROI im Bild extrahiert werden (Abbildung 2C). Die Optimierung der ROI-Größe ermöglicht mehr oder weniger die Mittelung der Signale. Der Geschwindigkeitsverlauf eines gegebenen ROI kann dann für mehrfache Analysen wie die Berechnung von Widerstandsindizes19, Wandscherspannung Schätzung20, reaktive Hyperämie Quantifizierung14 und vieles mehr21,22 verwendet werden.
Abbildung 3A-D zeigt die Umsetzung dieses Protokolls auf verschiedene In-vivo-Anwendungen. Insbesondere zeigt die neugeborene Hirnaufnahme (Abbildung 3B) Gefäße mit sehr unterschiedlichen Fließeigenschaften, von kleinen kortikalen Venulen und Arteriolen bis zur Hauptarterie pericallosal. Abbildung 3D zeigt die Fähigkeit des ultraschnellen Dopplers, das Blutflusssignal in einem stark beweglichen Organ wie dem Myokard zu extrahieren.
Abbildung 1: Konventionelle und ultraschnelle Ultraschall-Bildgebung. Legende: (Links) Konventionelle Bildgebung mit fokussierter Emission. (Rechts) Ultraschnelle Bildgebung mit Flugzeugwellenemission. (angepasst von Villemain et al.22). Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.
Abbildung 2: Ultraschneller Doppler-Protokollworkflow. (A) Experimentelleeinrichtung mit dem ultraschnell-fähigen Scanner und dem Doppler-Flow-Phantom. Das gestrichelte Rechteck auf dem Phantom zeigt den Fußabdruck des Ultraschallwandlers an. (B) Automatisierte Datenerfassungskette und Nachbearbeitung, ausgelöst durch einen einfachen Benutzerknopfdruck. (C) (Oben) Extraktion des Durchflusssignals und Unterdrückung des Gewebehintergrundrauschens ("Clutterfilter") und Anzeige des Blutspektrogramms in jedem ROI des Sichtfeldes. (Unten) Spektrogramm, das die Blutgeschwindigkeitsverteilung im ROI zu verschiedenen Zeitpunkten anzeigt. Die mittlere Geschwindigkeit im ROI wird in gestricheltem Grün nachverfolgt. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.
Abbildung 3: Power Doppler-Bilder. Ultraschnelle Doppler-Akquisitionen an mehreren Organen. (A) Erwachsene transplantierte Niere, (B) Sagittale Ansicht eines menschlichen neugeborenen Gehirns, (C) Erwachsene Schilddrüse, (D) Intramurale koronare Vaskulatur in offen-brustigen Schweineexperimenten, (E) 3D-Richtungskraft Doppler der Halsschlagader und der Jugularvene eines gesunden Freiwilligen (blau = absteigender Fluss, rot = aufsteigender Fluss). Für unterschiedlichen ROI werden mehrere Spektrogramme extrahiert. (A-C sind von Baranger et al.18adaptiert, D ist von Maresca et al.14adaptiert, E ist von Provost et al.23) adaptiert. Für jede Erfassung wurden die Mittenfrequenz, die Anzahl der Winkel, PRF und die maximale Tiefe entsprechend der Situation abgestimmt. Der Dynamikbereich für Panel A, B und C beträgt jeweils -27, -35 und -30 dB. Es war nicht für Panel D und E vorgesehen. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.
Ergänzende Materialien. Bitte klicken Sie hier, um diese Dateien herunterzuladen.
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Discussion
Mehrere Varianten sind um den Hauptrahmen dieses Protokolls herum möglich.
Hardware-Bedenken
Wenn der Benutzer seinen benutzerdefinierten Hostcomputer bereitstellt, müssen die Hauptplatine und das Gehäuse des Computers über einen verfügbaren PCI-Express-Steckplatz verfügen. Die CPU muss auch über genügend PCIe-Lanes verfügen, um alle Geräte zu verarbeiten.
Sondenauswahl
Die Ultraschallsonde (auch Wandler genannt) wird nach der benötigten räumlichen Auflösung und der Geometrie des Sichtfeldes ausgewählt. Je höher die Mittenfrequenz der Sonde, desto besser die räumliche Auflösung, desto kürzer die Bildtiefe. Lineare, gekrümmte oder phased-array-Sonden bieten Sichtfeld e.V. rechteckige, kreisförmige Sektor- und Flachbereichs-Shapes.
Winkelabhängigkeit
Ultrafast Doppler teilt die gleiche Einschränkung wie herkömmliche Doppler in Bezug auf die Abhängigkeit vom Blutflusswinkel. Tatsächlich erlaubt der zugrunde liegende Doppler-Effekt nur die Detektion von Bewegungen in axialer Richtung, d. h. in Richtung der Sondenoberfläche oder weg von der Sonde. Daher werden nur die axialen Komponenten der Blutstreuer Geschwindigkeitsvektoren tatsächlich gemessen. Die wahre Geschwindigkeit kann durch manuelle Angabe des lokalen Winkels des Blutflusses mit der vertikalen Achse wiederhergestellt werden, aber dieser Winkel kann nicht immer korrekt beurteilt werden. In einem Extremfall, in dem der Fluss perfekt orthogonal zur vertikalen Tiefenachse ist, kann der Doppler-Effekt nicht verwendet werden, um die Blutgeschwindigkeit zuverlässig zu messen. Fortgeschrittenere Techniken können mehrere Projektionen der Geschwindigkeitsvektoren auf mehreren Achsen messen und letztlich den wahren Geschwindigkeitsvektor rekonstruieren. Diese winkelunabhängigen Ansätze werden alsVektorflussbild8,9,10,24bezeichnet.
Aliasing
Das in diesem Manuskript beschriebene Protokoll hat mehrere Einschränkungen. Erstens besagt der Shannon-Nyquist-Samplingsatz, dass die maximal messbare Frequenz im abgetasteten Signal die Hälfte der Framerate nicht überschreiten darf. Mit 3 Winkeln und einem PRF von 12 kHz beträgt die Framerate 4 kHz. Folglich können wir aus Eq. 3 ableiten, dass die maximal nachweisbare axiale Geschwindigkeit 30 cm/s beträgt. Unter Berücksichtigung des Winkels des Kanals im Phantom ermöglicht diese Framerate die Erfassung von Strömungen mit Geschwindigkeiten bis zu 96 cm/s. Geschwindigkeiten oberhalb dieses Schwellenwerts werden im Doppler-Spektrogramm aliasiert angezeigt. Für das vorgestellte Setup lagen die Spitzengeschwindigkeiten zwischen 95 cm und 8 cm/s.
Clutter-Filter-Optimierung
Die Visualisierung des Blutflusses hängt stark von der Fähigkeit ab, die Blutsignale vom sich langsam bewegenden Gewebehintergrund zu trennen. Je nach Atmung oder Handbewegung des Sonographen kann sich das Gewebe mit Geschwindigkeiten bewegen, die dem langsamen Blutfluss ähneln. Daher zielt die sogenannte "Clutterfilter"-Stufe darauf ab, Gewebesignale abzubrechen. Die Fähigkeit, langsame Blutflüsse zu erkennen, hängt nur von der Effizienz dieser Unordnungsfilterstufe ab. Es hat sich gezeigt, dass die Nutzung der räumlich zeitlichen Kohärenz von ultraschnellem Ultraschall das Ergebnis dieser Filter stark erhöht. Der von Demene et al.15 beschriebene Singularwertzerlegungsfilter ist weit verbreitet. Die Optimierung dieser Methode18 oder komplexere Algorithmen wie SVD25, Hauptkomponentenverfolgung26, unabhängige Komponentenanalyse27 oder andere Niederrangzerlegung28 können die Qualität der gefilterten Daten verbessern. Es ist erwähnenswert, dass in der vorgestellten In-vitro-Einrichtung die einzige Quelle von Unordnung die Handbewegung des Bedieners ist. In vivo, viele andere Faktoren wie Atmung und arterielle Pulsatilität sind wahrscheinlich Unordnung, die vorherrschenden induzieren. In diesen Fällen wird der in diesem Protokoll beschriebene erweiterte SVD-Filter von größter Bedeutung.
Spektrogramm-Interpretation
Spektrogramme sind das häufigste Werkzeug, um Die Durchblutungseigenschaften sowohl im konventionellen als auch im ultraschnellen Doppler-Ultraschall zu untersuchen. Für jeden Zeitpunkt zeigt das Spektrogramm in Graustufen die Geschwindigkeitsverteilung innerhalb des betrachteten ROI an. Komplexe Ströme wie nicht-laminare Ströme werden daher dieses Spektrum natürlich erweitern. Dieser Zusammenhang zwischen spektraler Verbreiterung und Geschwindigkeitsverteilung ist jedoch nur bis zu einem gewissen Grad wahr. Mehrere Studien haben gezeigt, dass die Spektrogrammbreite, auch Spektralverbreiterung nennend, in der Tat mit der Geschwindigkeitsverteilung im ROI, aber auch mit mehreren geometrischen Parametern des Bildgebungssystems (Arraybreite, Winkel, etc.)29,30,31verbunden ist. Während daher das Spektrogramm eines stetigen laminaren und homogenen Flusses eine dünne, flache Linie sein sollte, zeigt es in der Praxis eine bestimmte Breite, die nicht die Geschwindigkeitsverteilung widerspiegelt, sondern die Geometrie des Bildgebungs-Setups. Diese potenzielle Falle kann zu falschen Geschwindigkeitsmessungen führen. Es wird empfohlen, die mittlere Geschwindigkeit innerhalb des ROI zu berücksichtigen(Abbildung 1C gestrichelte grüne Linie), um diese Effekte zu vermeiden32.
3D-Akquisitionen
Das vorliegende Protokoll wurde mit einem standardmäßigen linearen Array-Wandler realisiert, was zu 2D-Bildern führte. Dennoch können 3D-Erfassungen durchgeführt werden, entweder durch mechanisches Scannen des Mediums mit einer motorisierten linearen Sonde16, oder durch Verwendung von Zeilenspaltenarrays33 oder Matrix-Arrays34. Die Nachteile dieser neuen Methoden sind die hohen Rechenkosten und für Matrix-Sonden die Notwendigkeit spezifischer Scanner. Ein Beispiel für die 3D-Erfassung ist in Abbildung 3Edargestellt.
Sicherheitsfragen
Die meisten der Forschung ultrafast Ultraschall-Scanner sind nicht für den klinischen Einsatz zugelassen. Es liegt in der Verantwortung des Experimentators, die in seinem Land geltenden Standards sowohl in Bezug auf die elektrische Sicherheit als auch die akustische Leistung einzuhalten. Für letztere sind die FDA-Normen35 und die IEC 62127-1 International Standard36 zu berücksichtigen.
Schlussfolgerung
In diesem Beitrag haben wir ein Standardprotokoll vorgeschlagen, um den Blutfluss mit Ultrafast Doppler abzubilden. Durch Üben an einem kalibrierten Strömungs-Phantom kann der Bediener schließlich die Genauigkeit seiner Messungen überprüfen. Das Protokoll ermöglicht es dem Benutzer, eine ultraschnelle Ultraschallaufnahme mittels Plane-Wave Compounding zu entwerfen und auszuführen. Letztlich wird ein Nachbearbeitungsframework beschrieben, das das erste Werkzeug zur Anzeige des Blutflussprofils in jeder Region des Bildes bietet.
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Disclosures
Kein Interessenkonflikt
Acknowledgments
Wir möchten Shreya Shah für ihr Korrekturlesen und ihren Rat danken.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Blood-mimicking fluid | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | 069DTF | |
| Doppler flow phantom | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | ATS523A | |
| Matlab | MathWorks, Natick, Massachusetts, United States | ||
| Peristaltic pump / Doppler flow pump | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | 769 | Include tubings and pulse dampener |
| Transducer adpter | Verasonics, Kirkland, Washington, USA | UTA 408-GE | |
| Ultrafast ultrasound research scanner | Verasonics, Kirkland, Washington, USA | Vantage 256 | |
| Ultrasound probe/transducer | GE Healthcare | GE 9L-D |
References
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