Summary
Questo protocollo mostra come applicare l'imaging Doppler ad ultrasuoni ultraveloce per quantificare i flussi sanguigni. Dopo un'acquisizione lunga 1 s, lo sperimentatore ha accesso a un filmato dell'intero campo visivo con valori di velocità assiale per ogni pixel ogni ≈0,3 ms (a seconda del tempo di volo ad ultrasuoni).
Abstract
L'effetto pulsato-Doppler è la tecnica principale utilizzata nell'ecografia clinica per valutare il flusso sanguigno. Applicato con le modalità Doppler ad ultrasuoni focalizzate convenzionali, ha diversi limiti. In primo luogo, è necessaria un'operazione di filtraggio del segnale finemente ottimizzata per distinguere i flussi sanguigni dai tessuti in movimento circostanti. In secondo luogo, l'operatore deve scegliere tra localizzare i flussi sanguigni o quantificarli. Negli ultimi due decenni, l'imaging ad ultrasuoni ha subito un cambiamento di paradigma con l'emergere di ultrasuoni ultraveloce utilizzando onde sfocate. Oltre a un aumento di cento volte della frequenza dei fotogrammi (fino a 10000 Hz), questa nuova tecnica rompe anche il compromesso convenzionale di quantificazione /localizzazione, offrendo una mappatura completa del flusso sanguigno del campo visivo e un accesso simultaneo alle misurazioni delle velocità fini a livello di un singolo pixel (fino a 50 μm). Questa continuità dei dati sia nelle dimensioni spaziali che temporali migliora fortemente il processo di filtraggio tessuto/sangue, il che si traduce in un aumento della sensibilità alle piccole velocità del flusso sanguigno (fino a 1 mm/s). In questo documento di metodo, miriamo a introdurre il concetto di Doppler ultraveloce e i suoi parametri principali. In primo luogo, riassumiamo i principi fisici dell'imaging delle onde non focalizzato. Quindi, presentiamo i passaggi principali di elaborazione del segnale Doppler. In particolare, spieghiamo l'implementazione pratica degli algoritmi critici di separazione tessuto/flusso sanguigno e sull'estrazione delle velocità da questi dati filtrati. Questa descrizione teorica è integrata da esperienze in vitro. Un fantasma tissutale che incorpora un canale con fluido che imita il sangue scorre è immaginato con un sistema di ultrasuoni programmabile di ricerca. Si ottiene un'immagine del flusso sanguigno e le caratteristiche del flusso vengono visualizzate per diversi pixel nel canale. Infine, viene proposta una revisione delle applicazioni in vivo, mostrando esempi in diversi organi come carotidi, reni, tiroide, cervello e cuore.
Introduction
L'imaging ad ultrasuoni è una delle tecniche di imaging più comunemente utilizzate nella pratica clinica e nelle attività di ricerca. La combinazione di emissione di onde ultrasoniche nei tessuti biologici seguita dalla registrazione degli echi retroscatterati consente la ricostruzione delle immagini anatomiche, la cosiddetta "B-Mode". Questo metodo è perfettamente adattato per l'imaging dei tessuti molli, come i tessuti biologici, che in genere consentono la penetrazione di ultrasuoni su diversi centimetri, con una velocità di propagazione di ≈1540 m /s. A seconda della frequenza centrale della sonda ad ultrasuoni, si ottengono immagini con una risoluzione da 30 μm a 1 mm. Inoltre, è ben noto che il moto di una sorgente acustica, influenza le caratteristiche fisiche delle onde associate. In particolare, il legame tra gli spostamenti di frequenza di un'onda rispetto alla velocità della sua sorgente è descritto come l'effetto Doppler1, la cui manifestazione più semplice è il passo della sirena che cambia di un'ambulanza in movimento. L'imaging ad ultrasuoni ha utilizzato a lungo questo effetto fisico per osservare i globulirossi in movimento 2e propone una varietà di modalità di imaging comunemente etichettate come "Imaging Doppler". Queste modalità consentono la valutazione dei flussi sanguigni in applicazioni e organi molto diversi, come cervello, cuore, reni o arterie periferiche.
Sorprendentemente, la maggior parte dei sistemi ad ultrasuoni attualmente disponibili si basa sulla stessa tecnologia, definita ultrasuoni convenzionali. I principi alla base sono i seguenti: un fascio acustico insonizza il campo visivo e viene spazzato lungo l'apertura del trasduttore ad ultrasuoni. Per ogni posizione del fascio, gli echi vengono registrati e convertiti in una linea dell'immagine finale. Spostando progressivamente il fascio lungo il trasduttore, l'intero campo visivo può essere immaginato riga per riga (Figura 1, pannello sinistro). Questa strategia era ben adattata ai vincoli elettrici e alla potenza di calcolo prevalente fino all'inizio del 21 ° secolo. Tuttavia, ha diversi inconvenienti. Tra questi, la frequenza fotogrammi finale è limitata a poche centinaia di immagini al secondo dal processo di scansione del fascio. In termini di flusso sanguigno, questa frequenza fotogrammi relativamente bassa influisce sulle velocità massime del flusso che possono essere rilevate, che è dettata dai criteri di campionamento di Shannon-Nyquist3. Inoltre, doppler convenzionale deve affrontare un compromesso complesso. Per valutare la velocità del flusso sanguigno in una particolare regione di interesse (ROI), è necessario registrare successivamente diversi echi provenienti da tale ROI. Ciò implica che il fascio ad ultrasuoni viene temporaneamente mantenuto in posizione fissa. Più lungo è l'insieme dell'eco, migliore sarà la stima della velocità per quel ROI. Tuttavia, per produrre un'immagine completa del campo visivo, il fascio deve scansionare il mezzo. Pertanto, si può percepire il conflitto tra questi due vincoli: tenere il fascio per valutare con precisione la velocità lungo una linea, o spostare il fascio per produrre un'immagine. Le diverse modalità Doppler convenzionali (ad esempio, Color Doppler o Pulse Wave Doppler) riflettono direttamente questo compromesso. In genere, Color Doppler produce una mappa di flusso a bassa fedeltà utilizzata per localizzare ivasi 4e Pulse Wave Doppler viene quindi utilizzato per quantificare con precisione il flusso in una nave5 precedentemente identificata.
Queste due limitazioni (basso framerate e compromesso di localizzazione/quantificazione) sono superate con tecniche emergenti ad altissima frequenza. Tra questi, l'approccio diapertura sintetica 6 o la tecnica di trasmissione multilinea possono esserecitati 7. In questo studio, ci concentriamo sul cosiddetto metodo ad ultrasuoni Ultrafast. Introdotto due decenni fa8,9,10, questo metodo si basa anche sull'emissione / ricezione degli ultrasuoni, ma con un modello radicalmente diverso. Infatti, invece di utilizzare un fascio focalizzato a scansione, l'imaging ultraveloce utilizza onde piane o onde divergenti, che sono in grado di insonificare il campo visivo con una singola emissione. A seguito di questa singola emissione, l'elettronica associata è anche in grado di ricevere ed elaborare l'enorme numero di echi provenienti da tutto il campo visivo. Alla fine, un'immagine può essere ricostruita da un singolo modello di emissione/ricezione11 (Figura 1,pannello destro). Queste emissioni non focalizzate possono avere un basso rapporto segnale/rumore (SNR) a causa della diffusione dell'energia acustica. Questo può essere affrontato emettendo diverse onde piane intitolate (o onde divergenti con fonti diverse) e aggiungendo le immagini risultanti. Questo metodo è denominato "compounding coerente"12. Ne derivano due conseguenze principali. In primo luogo, la frequenza dei fotogrammi dipende solo dal tempo di volo degli ultrasuoni e può raggiungere valori tipici da 1 a 10 kHz. In secondo luogo, ciò garantisce la continuità dei dati sia in dimensione spaziale che temporale, definita anche coerenza spaziotemporale. Il compromesso convenzionale di localizzazione/quantificazione viene quindi interrotto. Questa combinazione di un'elevata frequenza di fotogrammi e coerenza spaziotemporale ha un enorme impatto sulla capacità di rilevare i flussi sanguigni con ultrasuoni. Rispetto agli ultrasuoni convenzionali, gli ultrasuoni ultraveloce forniscono una caratterizzazione completa del flussosanguigno 3. In pratica, l'utente ha accesso al corso del tempo di velocità in ogni pixel dell'immagine, per l'intera durata dell'acquisizione (tipicamente ≈1 s), con una scala cronologica data dalla frequenza dei fotogrammi (tipicamente, una frequenza fotogrammi di 5 kHz per una risoluzione temporale di 200 μs). Questo alto framerate rende il metodo adatto per una vasta gamma di applicazioni come il flusso rapido in organi in movimentocome camere cardiache 13 o miocardio con la micro-perfusione coronarica14. Inoltre, è stato dimostrato che la sua coerenza spaziotemporale migliora fortemente la sua capacità di separare il flusso sanguigno lento dai tessuti in movimento di fondo, aumentando così la sensibilità al flussomicro-vascolare 15. Questa capacità dà accesso alla microvascolarizzazione del cervello sia negli animali16 che nell'uomo17.
Pertanto, gli ultrasuoni ultraveloci sono adatti per il flusso sanguigno dell'immagine in una varietà di situazioni. È limitato ai tessuti biologici molli e sarà fortemente influenzato dalla presenza di interfacce dure come ossa o cavità gassoso come il polmone. La messa a punto dei parametri fisici della sequenza ecografica consente lo studio sia di flussi lenti (fino a 1 mm/s11,16) che veloci (fino a diversi m/s). Esiste un compromesso tra la risoluzione spaziale e la profondità di penetrazione. Tipicamente, una risoluzione di 50 μm può essere raggiunta al costo di una penetrazione di circa 5 mm. Al contrario, la penetrazione può essere estesa a 15-20 cm al costo di una risoluzione di 1 mm. Vale la pena notare che la maggior parte degli scanner ultraveloci come quello utilizzato in questo articolo forniscono solo immagini 2D.
Qui, proponiamo un semplice protocollo per introdurre il concetto di imaging Doppler ultraveloce, utilizzando uno scanner ad ultrasuoni di ricerca programmabile e un fantasma Doppler che imita un vaso (arteria o vena) incorporato nel tessuto biologico.
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Protocol
1. Configurazione della preparazione fantasma doppler (Figura 2A)
- Collegare la pompa peristaltica, il serbatoio del fluido imitante del sangue, lo smorzatore di impulsi e il fantasma del flusso Doppler con i tubi di plastica.
- Scegli il canale con un diametro di 4 mm.
- Programmare la pompa per espellere 720 mL/min di liquido per 0,3 s e quindi espellere 50 mL/min per 0,7 s per imitare rispettivamente le fasi cardiache sistole e diastole
- Far funzionare la pompa e scuotere delicatamente i tubi per espellere potenziali bolle d'aria.
NOTA: L'operatore può scegliere un diametro del canale diverso e una velocità di pompaggio diversa, ma dovrà assicurarsi che la sequenza ad ultrasuoni sia abbastanza veloce da acquisire le velocità di flusso più veloci. Eq. 3 presentato in seguito può aiutare a progettare la sequenza.
2. Configurazione dello scanner ad ultrasuoni ultraveloce(Figura 2A)
- Collegare lo scanner di ricerca ultraveloce al computer host con il collegamento PCI express.
- Cambiare l'adattatore del trasduttore sullo scanner ad ultrasuoni in modo che corrisponda al connettore della sonda, quindi collegare la sonda.
- Eseguire Matlab e attivare la licenza dello scanner ad ultrasuoni.
NOTA: Questa sezione e quanto segue assumono implicitamente l'uso di un sistema Verasonics Vantage.
3. Programmazione di sequenze ad ultrasuoni
- Utilizzando gli script degli esempi, progettare una sequenza convenzionale focalizzata "B-Mode" (cioè ecografia) che verrà utilizzata per il posizionamento della sonda.
- Impostare la profondità di imaging su 50 mm.
- Impostare la profondità focale su 35 mm.
- Utilizzando gli script degli esempi, progetta una sequenza di ultrasuoni ultraveloce.
- Impostare la profondità di imaging su 50 mm.
- Programma 3 onde piane inclinate a [-3,0,3] grado.
- Impostare la frequenza di ripetizione dell'impulso (PRF) su 12 kHz.
- Utilizzare 4 semicicli per la forma d'onda ad ultrasuoni, con una frequenza centrale a seconda della sonda utilizzata. Qui si assume una frequenza centrale di 5,2 MHz.
- Impostare la durata totale su 1 s.
4. Posizionamento sonda e acquisizione dati
- Applicare il gel ad ultrasuoni sull'obiettivo della sonda.
- Posizionare la sonda sul fantasma e avviare la sequenza di ultrasuoni B-Mode.
- Individua il canale di interesse. Il fluido appare più scuro del tessuto circostante. Posizionare la sonda in vista longitudinale.
- Mantenere manualmente la sonda nella posizione di interesse.
- Termina la sequenza B-Mode e avvia lo script di acquisizione della sequenza ultraveloce.
5. Ricostruzione dell'immagine( Figura 2B)
- Una volta terminata la sequenza, salvare i dati grezzi (chiamati anche dati a radiofrequenza, "RF").
- Avviare lo script di ricostruzione delle immagini utilizzando il software predefinito del sistema ad ultrasuoni. Al termine del processo, è necessario creare la matrice di dati QI.
NOTA: Gli echi ecografico vengono registrati su ogni elemento della sonda e per ogni emissione/ricezione, quindi memorizzati nella matrice di dati RF. La ricostruzione dell'immagine ha applicato la legge di ritardo appropriata a ciascun canale e si traduce nella cosiddetta matrice "QI" (In-Phase/Quadrature). La complessa matrice QI ha tre dimensioni: due per lo spazio (profondità e larghezza dell'immagine) e una per il tempo
6. Filtraggio degli ingombro(figura 2C)
NOTA: Per i passaggi da 6 a 7, vedere lo script Matlab fornito nel materiale supplementare.
- Rimodellare la matrice IQ 3D (spazio x spazio x tempo) in una matrice Casorati 2D (spazio x ora), denominata IQr.
- Calcolare la decomposizione del valore singolare15 di IQr (Eq. 1).
Eq. 1 - Calcola la matrice di somiglianza spaziale C usando i vettori spaziali singolari U come descritto da Baranger etal.
- Utilizzare questo cutoff N per filtrare i dati del QI come descritto in Demene etal.
Eq. 17. Visualizzazione del flusso e misurazioni della velocità (Figura 2C)
- Potenza di calcolo Doppler mappa PD integrando l'inviluppo dei dati filtrati QIt lungo la dimensione temporale (Eq. 2). Le coordinate 3D z, x e t sono rispettivamente la profondità, la larghezza e la dimensione temporale, nt e è il numero di fotogrammi acquisiti.
Eq. 2 - Visualizzare la mappa PD in scala logaritmica. Per impostare l'intervallo dinamico, calcolare la PD media in una regione al di fuori del canale e utilizzare questo valore in dB come limite inferiore dell'intervallo dinamico. Un intervallo dinamico tipico è [-30, 0] dB.
- Definire un'area circolare di interesse (ROI) sull'immagine, contenente da 1 a 30 pixel.
- Media del segnale FQI sui pixel di quel ROI, per ottenere un vettore
di nt punti di tempo. - Calcola e visualizza lo spettrogramma Doppler di
, utilizzando la grandezza quadrata della trasformata di Fourier a tempo breve (STFT).- Impostare la finestra STFT su una finestra Hann da 60 campioni.
- Impostate la sovrapposizione STFT sul 90% della lunghezza della finestra.
- Sovrapporre la frequenza centrale in ogni punto del tempo dello spettrogramma.
- Convertire i valori di frequenza f in velocità assiali del sangue vz usando la formula doppler (Eq. 3). c0 è la velocità del suono nel mezzo e fTW la frequenza centrale della forma d'onda ad ultrasuoni trasmessa (qui 5,2 MHz).
Eq. 3
Eq. 2
di nt punti di tempo.
, utilizzando la grandezza quadrata della trasformata di Fourier a tempo breve (STFT).
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
La qualità dell'acquisizione e della post-elaborazione viene prima valutata mediante ispezione visiva. La forma del canale deve essere chiaramente visibile nell'immagine doppler di potenza e l'area del tessuto deve apparire scura. Se il segnale Doppler di potenza non è limitato al canale, può significare che il passo del filtro del disordine è andato storto (la soglia SVD è troppo bassa), o la sonda ha sperimentato un forte movimento durante l'acquisizione.
Dopo l'ispezione visiva, lo studio dello spettrogramma all'interno del canale può fornire buone informazioni sul successo o sul fallimento dell'esperimento. Lo spettrogramma deve essere unilaterale (tutti i valori sopra o sotto gli zeri). Se lo spettrogramma è a due lati, è presente l'aliasing. In tal caso, il flusso è troppo veloce o il PRF è troppo basso.
Se questi criteri di qualità sono soddisfatti, le velocità del sangue possono essere estratte da qualsiasi ROI nell'immagine (Figura 2C). L'ottimizzazione delle dimensioni del ROI consente una media più o minore dei segnali. Il corso del tempo di velocità di un dato ROI può quindi essere utilizzato per analisi multiple come il calcolo degli indici diresistività 19,la stima della sollecitazione di taglio dellepareti 20,la quantificazione reattiva dell'iperemia14 emolto altro 21,22.
La figura 3A-D mostra la trasposizione di questo protocollo in varie applicazioni in vivo. In particolare, l'acquisizione cerebrale neonata (Figura 3B) mostra vasi con caratteristiche di flusso molto diverse, da piccole venute corticali e arteriole alla principale arteria pericallonica. La figura 3D illustra la capacità del Doppler ultraveloce di estrarre il segnale del flusso sanguigno in un organo fortemente in movimento come il miocardio.
Figura 1: Imaging ad ultrasuoni convenzionale e ultraveloce. Legenda: (a sinistra) Imaging convenzionale con emissione focalizzata. (A destra) Imaging ultraveloce con emissione di onde piane. (adattato da Villemain et al.22). Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 2: Flusso di lavoro del protocollo Doppler ultraveloce. (A) Configurazione sperimentale che include lo scanner ultraveloce e il phantom di flusso Doppler. Il rettangolo tratteggiato sul fantasma indica l'impronta del trasduttore ad ultrasuoni. (B) Catena automatizzata di acquisizione dati e post-elaborazione attivata da una semplice pressione del pulsante utente. (C) (In alto) Estrazione del segnale del flusso sanguigno e soppressione del rumore di fondo tissutale ("filtro ingomuccio") e visualizzazione dello spettrogramma del sangue in qualsiasi ROI del campo visivo. (In basso) Spettrogramma che mostra la distribuzione della velocità del sangue nel ROI in diversi punti di tempo. La velocità media nel ROI è tracciata in verde tratteggiato. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Figura 3: Immagini Power Doppler. Acquisizioni Doppler ultraveloci su diversi organi. (A) Rene trapiantato adulto, (B) Visione sagittale di un cervello neonato umano, (C) Tiroide adulta, (D) Vascucolatura coronarica intramurale in esperimenti sui suini a torace aperto, (E) Potere direzionale 3D Doppler dell'arteria carotide e vena giugulare di un volontario sano (blu = flusso discendente, rosso = flusso crescente). Vengono estratti diversi spettrogrammi per un ROI diverso. (A-C sono adattati da Baranger et al.18, D è adattato da Maresca et al.14, E è adattato da Provost et al.23). Per ogni acquisizione, la frequenza centrale, il numero di angoli, la PRF e la profondità massima sono stati sintonizzati in base alla situazione. La gamma dinamica per i pannelli A, B e C sono rispettivamente -27, -35 e -30 dB. Non è stato fornito per il pannello D ed E. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.
Materiali supplementari. Clicca qui per scaricare questi file.
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Discussion
Sono possibili diverse varianti intorno al frame principale di questo protocollo.
Problemi hardware
Se l'utente fornisce il proprio computer host personalizzato, la scheda madre e la custodia del computer devono avere uno slot espresso PCI disponibile. La CPU deve anche avere abbastanza corsie PCIe per gestire tutti i dispositivi.
Selezione sonda
La sonda ad ultrasuoni (chiamata anche trasduttore) viene scelta in base alla risoluzione spaziale necessaria e alla geometria del campo visivo. Maggiore è la frequenza centrale della sonda, migliore è la risoluzione spaziale ma più breve è la profondità di imaging. Le sonde lineari, curve o phased-array forniscono un campo visivo delle forme rettangolari, circolari e del settore flat-top.
Dipendenza dall'angolo
Ultrafast Doppler condivide lo stesso vincolo del Doppler convenzionale per quanto riguarda la dipendenza dall'angolo del flusso sanguigno. In effetti, l'effetto Doppler sottostante consente solo il rilevamento del movimento nella direzione assiale, ovvero verso la superficie della sonda, o lontano dalla sonda. Quindi, vengono effettivamente misurati solo i componenti assiali dei vettori di velocità degli scatterer di sangue. La velocità reale può essere recuperata indicando manualmente l'angolo locale del flusso sanguigno con l'asse verticale, ma questo angolo non può sempre essere valutato correttamente. In un caso estremo in cui il flusso è perfettamente ortogonale all'asse di profondità verticale, l'effetto Doppler non può essere utilizzato per misurare in modo affidabile la velocità del sangue. Tecniche più avanzate possono misurare più proiezioni dei vettori di velocità su diversi assi e possono infine ricostruire il vettore di velocità reale. Questi approcci indipendenti dall'angolo sono indicati come imagingvettoriale 8,9,10,24.
Aliasing
Il protocollo descritto in questo manoscritto ha diverse limitazioni. In primo luogo, il teorema del campionamento di Shannon-Nyquist afferma che la frequenza massima misurabile nel segnale campionato non può superare la metà della frequenza fotogrammi. Con 3 angoli e un PRF di 12 kHz, la frequenza dei fotogrammi è di 4 kHz. Di conseguenza, possiamo derivare da Eq. 3 che la velocità assiale massima rilevabile è di 30 cm/s. Considerando l'angolo del canale nel fantasma, questa frequenza di fotogrammi consente il rilevamento del flusso con velocità fino a 96 cm/s. Le velocità superiori a questa soglia appariranno aliasate nello spettrogramma Doppler. Per la configurazione presentata, le velocità di picco variavano tra 95 cm e 8 cm/s.
Ottimizzazione del filtro messaggi secondari
La visualizzazione del flusso sanguigno si basa fortemente sulla capacità di separare i segnali del sangue dallo sfondo del tessuto che si muove lentamente. A seconda della respirazione o del movimento della mano dell'sonografo, il tessuto può muoversi con velocità simili al flusso sanguigno lento. Pertanto, il cosiddetto stadio "filtro disordine" mira a cancellare i segnali tissutali. La capacità di rilevare flussi sanguigni lenti si basa solo sull'efficienza di questo stadio di filtro del disordine. È stato dimostrato che sfruttare la coerenza spaziotemporale degli ultrasuoni ultraveloci aumenta fortemente il risultato di questi filtri. Il filtro di decomposizione dei valori singolari descritto da Demene etal. L'ottimizzazionedi tale metodo 18 o algoritmi più complessi come SVD25di ordine elevato, ricerca dei componentiprincipali 26, analisi indipendentedei componenti 27 o altra decomposizione di bassorango 28 può migliorare la qualità dei dati filtrati. Vale la pena ricordare che nella configurazione in vitro presentata, l'unica fonte di disordine è il movimento della mano dell'operatore. In vivo, molti altri fattori come la respirazione e la pulsilità arteriosa possono indurre disordine più predominante. In questi casi, il filtro SVD avanzato descritto in questo protocollo diventa di primaria importanza.
Interpretazione dello spettrogramma
Gli spettrogrammi sono lo strumento più comune per studiare le caratteristiche del flusso sanguigno negli ultrasuoni Doppler convenzionali e ultraveloci. Per ogni punto di tempo, lo spettrogramma mostra in scala di grigi la distribuzione della velocità all'interno del ROI considerato. Flussi complessi come i flussi non laminari amplieranno quindi naturalmente questo spettro. Tuttavia, questo legame tra l'ampliamento spettrale e la distribuzione della velocità è vero solo in una certa misura. È stato dimostrato da diversi studi che la larghezza dello spettrogramma, chiamata anche allargamento spettrale, è infatti legata alla distribuzione della velocità nel ROI ma anche a diversi parametri geometrici del sistema di imaging (larghezza dell'array, angoli, ecc.)29,30,31. Pertanto, mentre lo spettrogramma di un laminare costante e di un flusso omogeneo dovrebbe essere una linea sottile e piatta, mostra in pratica una certa larghezza che non riflette la distribuzione della velocità, ma piuttosto la geometria della configurazione di imaging. Questa potenziale insidia può portare a misurazioni errate della velocità. Si consiglia di considerare la velocità media all'interno del ROI(Figura 1C tratteggiata linea verde) per evitare questi effetti32.
Acquisizioni 3D
Il presente protocollo è stato realizzato con un trasduttore array lineare standard, risultante in immagini 2D. Tuttavia, le acquisizioni 3D possono essere eseguite, scansionando meccanicamente il mezzo con una sonda lineare motorizzata16o utilizzando array di colonne di riga33 o array di matrici34. Gli svantaggi di questi nuovi metodi sono gli elevati costi di calcolo e, per le sonde a matrice, la necessità di scanner specifici. Un esempio di acquisizione 3D è illustrato nella figura 3E.
Problemi di sicurezza
La maggior parte dello scanner ad ultrasuoni ultraveloce di ricerca non è approvato per uso clinico. È responsabilità dello sperimentatore rispettare gli standard prevalenti nel proprio paese, sia in termini di sicurezza elettrica che di produzione acustica. Per quest'ultimo, devono essere presi in considerazione gli standard FDA35 e l'IEC 62127-1 International Standard36.
Conclusione
In questo documento, abbiamo proposto un protocollo standard per l'immagine del flusso sanguigno con Ultrafast Doppler. Praticando su un fantasma di flusso calibrato, l'operatore può eventualmente controllare l'accuratezza delle loro misurazioni. Il protocollo consente all'utente di progettare ed eseguire un'acquisizione ad ultrasuoni ultraveloce utilizzando la compounding delle onde piane. In definitiva, viene descritto un framework di post-elaborazione e fornisce il primo strumento per visualizzare il profilo del flusso sanguigno in qualsiasi regione di interesse dell'immagine.
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Disclosures
Nessun conflitto di interessi
Acknowledgments
Vorremmo ringraziare Shreya Shah per la sua correzione di bozze e i suoi consigli.
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 |
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