Summary
Denne protokol viser, hvordan man anvender ultrahurtig ultralyd Doppler billeddannelse til at kvantificere blodstrømme. Efter en 1 s lang erhvervelse, har eksperimentator adgang til en film af det fulde synsfelt med aksial hastighed værdier for hver pixel hver ≈0,3 ms (afhængigt af ultralyd tidspunkt for flyvningen).
Abstract
Den pulserende Doppler-effekt er den vigtigste teknik, der anvendes i klinisk echografi til at vurdere blodgennemstrømningen. Anvendes med konventionelle fokuserede ultralyd Doppler tilstande, det har flere grænser. For det første er der behov for en finjusteret signalfiltreringsoperation for at skelne blodstrømme fra omgivende bevægelige væv. For det andet skal operatøren vælge mellem at lokalisere blodstrømmene eller kvantificere dem. I de sidste to årtier har ultralydsscanning gennemgået et paradigmeskift med fremkomsten af ultrahurtig ultralyd ved hjælp af ufokuserede bølger. Ud over en hundrededobling af framerate (op til 10000 Hz) bryder denne nye teknik også den konventionelle kvantificering / lokaliseringsafvejning, der tilbyder en komplet blodgennemstrømningskort over synsfeltet og samtidig adgang til fine hastigheder målinger på enkelt-pixel niveau (ned til 50 μm). Denne datakontinuitet i både rumlige og tidsmæssige dimensioner forbedrer kraftigt vævs-/blodfiltreringsprocessen, hvilket resulterer i en øget følsomhed over for små blodgennemstrømningshastigheder (ned til 1 mm/s). I denne metode papir, sigter vi mod at indføre begrebet ultrahurtig Doppler samt dens vigtigste parametre. For det første opsummerer vi de fysiske principper for ufokuseret bølgebilleddannelse. Derefter præsenterer vi Doppler-signalbehandlingstrinnene. Især forklarer vi den praktiske gennemførelse af de kritiske væv / blodgennemstrømning separation algoritmer og om udvinding af hastigheder fra disse filtrerede data. Denne teoretiske beskrivelse suppleres af in vitro-oplevelser. Et væv fantom indlejring en kanal med strømmende blod-efterligne væske er afbildet med en forskning programmerbar ultralyd system. Der opnås et blodgennemstrømningsbillede, og strømningsegenskaberne vises i flere pixels i kanalen. Endelig foreslås en gennemgang af in vivo-applikationer, der viser eksempler i flere organer som carotis, nyre, skjoldbruskkirtel, hjerne og hjerte.
Introduction
Ultralydsscanning er en af de mest anvendte billeddannelsesteknikker i klinisk praksis og forskningsaktiviteter. Kombinationen af ultralydbølgeemission i de biologiske væv efterfulgt af optagelsen af de backscattered ekkoer gør det muligt at rekonstruere anatomiske billeder, den såkaldte "B-Mode". Denne metode er perfekt tilpasset til billeddannelse af blødt væv, såsom biologisk væv, som typisk tillader indtrængen af ultralyd over flere centimeter, med en formeringshastighed på ≈ 1540 m / s. Afhængigt af ultralydssondens centerfrekvens opnås billeder med en opløsning fra 30 μm til 1 mm. Desuden er det velkendt, at bevægelsen af en akustisk kilde påvirker de fysiske egenskaber ved de tilknyttede bølger. Især er forbindelsen mellem frekvensskift af en bølge i forhold til hastigheden af dens kilde beskrevet som Doppler-effekten1, hvis enkleste manifestation er den skiftende sirenes tonehøjde af en bevægelig ambulance. Ultralydsscanning har længe brugt denne fysiske effekt til at observere de bevægelige røde blodlegemer2, og det foreslår en række billedbehandlingstilstande, der almindeligvis kaldes "Doppler imaging". Disse tilstande gør det muligt at vurdere blodstrømme i meget forskellige applikationer og organer, såsom hjerne, hjerte, nyre eller perifere arterier.
Bemærkelsesværdigt, de fleste af de aktuelt tilgængelige ultralyd systemer er afhængige af den samme teknologi, benævnt konventionel ultralyd. De underliggende principper er følgende: en akustisk stråle insonificerer synsfeltet og fejes langs ultralyd transducer blænden. For hver placering af strålen optages ekkoerne og omdannes til en linje i det endelige billede. Ved gradvist at flytte strålen langs transduceren kan hele synsfeltet afbildes linje pr. linje (Figur 1, venstre panel). Denne strategi var godt tilpasset de elektriske begrænsninger og computerkraft, der var fremherskende indtil begyndelsen af det 21. århundrede. Ikke desto mindre har det flere ulemper. Blandt disse er den endelige framerate begrænset til et par hundrede billeder i sekundet ved strålescanningsprocessen. Med hensyn til blodgennemstrømning påvirker denne relativt lave framerate de maksimale strømningshastigheder, der kan påvises, hvilket er dikteret af prøveudtagningskriterierne for Shannon-Nyquist3. Desuden skal konventionelle Doppler beskæftige sig med en kompleks afvejning. For at vurdere blodgennemstrømningens hastighed i en bestemt region af interesse (ROI), flere ekkoer, der kommer fra, at ROI skal efterfølgende registreres. Dette indebærer, at ultralydsstrålen midlertidigt opretholdes i en fast position. Jo længere ekko ensemble, jo bedre hastighed skøn vil være for at ROI. Men for at producere et komplet billede af synsfeltet skal strålen scanne mediet. Derfor kan man fornemme konflikten mellem disse to begrænsninger: at holde strålen til præcist at vurdere hastigheden langs en linje, eller flytte strålen til at producere et billede. De forskellige konventionelle Doppler-tilstande (dvs. Color Doppler eller Pulse Wave Doppler) afspejler direkte denne afvejning. Typisk producerer Color Doppler et low-fidelity flow-kort, der bruges til lokalisering af fartøjerne4, og Pulse Wave Doppler bruges derefter til nøjagtigt at kvantificere strømmen i et tidligere identificeret fartøj5.
Disse to begrænsninger (lav framerate og lokalisering / kvantificering afvejning) overvindes med meget høj-framerate nye teknikker. Blandt disse kan den syntetiske blændemetode6 eller multiline-transmissionsteknikken citeres7. I denne undersøgelse fokuserer vi på den såkaldte Ultrafast ultralydsmetode. Indført for to årtier siden8,9,10, denne metode er også afhængig af emission / modtagelse af ultralyd, men med et radikalt andet mønster. Faktisk, i stedet for at bruge en scanning fokuseret stråle, ultrahurtig billeddannelse bruger plan bølge eller divergerende bølger, som er i stand til at insonificere synsfeltet med en enkelt emission. Efter denne enkeltstående emission er den tilhørende elektronik også i stand til at modtage og behandle det enorme antal ekkoer, der stammer fra hele synsfeltet. I slutningen kan et billede rekonstrueres fra et enkelt emissions-/modtagelsesmønster11 (Figur 1, højre panel). Disse ufokuserede emissioner kan have et lavt signal til støjforhold (SNR) på grund af spredningen af den akustiske energi. Dette kan løses ved at udsende flere navngivne planbølger (eller divergerende bølger med forskellige kilder) og ved at tilføje de resulterende billeder. Denne metode kaldes "sammenhængende blanding"12. Der opstår to store konsekvenser. For det første afhænger framerate kun af ultralydstiden for flyvningen og kan nå typiske værdier fra 1 til 10 kHz. For det andet sikrer dette datakontinuiteten i både rumlige og tidsmæssige dimensioner, også kaldet spatiotemporal sammenhæng. Den konventionelle lokaliserings-/kvantificeringsafvejning brydes således. Denne kombination af en høj framerate og spatiotemporal sammenhæng har en enorm indflydelse på evnen til at opdage blodstrømme med ultralyd. Sammenlignet med konventionel ultralyd giver ultrahurtig ultralyd fuld karakterisering af blodgennemstrømningen3. Praktisk set har brugeren adgang til hastighedstidskurset i hver pixel i billedet i hele erhvervelsens varighed (typisk ≈1 s) med en tidshorisont givet af frameratet (typisk en framerate på 5 kHz for en tidsmæssig opløsning på 200 μs). Denne høje framerate gør metoden velegnet til en bred vifte af anvendelse såsom hurtig strømning i bevægelige organer somhjertekamre 13 eller myokardie med koronar mikroperfusion14. Desuden har det vist sig, at dens spatiotemporale sammenhæng stærkt forbedrer dens evne til at adskille langsom blodgennemstrømning fra baggrundsflytningsvæv, hvilket øger følsomheden over for mikro-vaskulær flow15. Denne kapacitet giver adgang til hjernens mikrovakulature hos både dyr16 og mennesker17.
Derfor er ultrahurtig ultralyd velegnet til billedblodgennemstrømning i forskellige situationer. Det er begrænset til bløde biologiske væv og vil blive stærkt påvirket af tilstedeværelsen af hårde grænseflader såsom knogler eller gashulrum som lungerne. Justeringen af ultralydssekvensens fysiske parametre gør det muligt at studere både langsom (ned til 1 mm/s11,16) og hurtige strømme (op til flere m/s). Der findes en afvejning mellem den rumlige opløsning og penetrationsdybden. Typisk kan en opløsning på 50 μm opnås på bekostning af en gennemtrængning omkring 5 mm. Omvendt kan gennemtrængningen udvides til 15-20 cm på bekostning af en opløsning på 1 mm. Det er værd at bemærke, at de fleste ultrahurtige scannere som den, der bruges i denne artikel, kun giver 2D-billeder.
Her foreslår vi en simpel protokol til at introducere begrebet Ultrafast Doppler billeddannelse, ved hjælp af en programmerbar forskning ultralydsscanner og Doppler fantom efterligne et fartøj (arterie eller vene) indlejret i biologisk væv.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Opsætning af fantomforberedelse for Doppler (Figur 2A)
- Tilslut den peristaltiske pumpe, blodet efterligner væskebeholderen, pulsdæmperen og Doppler-flowfantomet med plastrørene.
- Vælg kanalen med en diameter på 4 mm.
- Programmer pumpen til at skubbe 720 mL/min væske ud i 0,3 s og derefter skubbe 50 mL/min ud i 0,7 s for henholdsvis at efterligne systole- og diastole-hjertefaserne
- Kør pumpen og ryst forsigtigt rørene for at udvise potentielle luftbobler.
BEMÆRK: Operatøren kan vælge en anden kanaldiameter og forskellig pumpehastighed, men bliver nødt til at sikre, at ultralydsekvensen er hurtig nok til at erhverve de hurtigste flowhastigheder. Eq. 3 præsenteres senere kan bidrage til at designe sekvensen.
2. Ultrahurtig opsætning af ultralydsscanner (Figur 2A)
- den ultrahurtige forskningsscanner til værtscomputeren med PCI-ekspreslinket.
- Skift transduceradapteren på ultralydsscanneren, så den passer til sondestikket, og tilslut derefter sonden.
- Kør Matlab og aktivere ultralyd scanner licens.
BEMÆRK: Dette afsnit og følgende antager implicit brugen af et Verasonics Vantage-system.
3. Ultralyd sekvens programmering
- Brug eksemplerne scripts, designe en konventionel fokuseret "B-Mode" (dvs. echography) sekvens, der vil blive brugt til sonde positionering.
- Indstil billeddybden til 50 mm.
- Indstil brændvidden til 35 mm.
- Ved hjælp af eksemplerne scripts, designe en ultrahurtig ultralyd sekvens.
- Indstil billeddybden til 50 mm.
- Program 3 vippes fly-bølger på [-3,0,3] grad.
- Sæt pulsgentagelsesfrekvensen (PRF) til 12 kHz.
- Brug 4 halvcyklusser til ultralydbølgeformen, med en centerfrekvens afhængigt af den anvendte sonde. En centerfrekvens på 5,2 MHz antages her.
- Angiv den samlede varighed til 1 s.
4. Probe positionering og dataindsamling
- Påfør ultralyd gel på sondens linse.
- Placer sonden på fantomet og start B-Mode ultralyd sekvens.
- Find kanalen af interesse. Væsken virker mørkere end det omgivende væv. Placer sonden i langsgående visning.
- Vedligeholde sonden manuelt i en interesseposition.
- Afslut B-Mode-sekvensen, og start det ultrahurtige sekvenserhvervelsesscript.
5. Genopbygning af billeder (Figur 2B)
- Når sekvensen er, skal du gemme de rå data (også kaldet radiofrekvensdata, RF).
- Start scriptet til billedgenopbygning ved hjælp af ultralydssystemets standardsoftware. I slutningen af processen skal IQ-datamatrixen oprettes.
BEMÆRK: Ultralydsekkoene registreres på hvert element i sonden og for hver emission/modtagelse og gemmes derefter i RF-datamatrixen. Billedgenopbygning anvendte den relevante forsinkelseslov på hver kanal og resulterer i den såkaldte "IQ" (In-Phase/Quadrature) matrix. Den komplekse IQ-matrix har tre dimensioner: to for plads (billeddybde og bredde) og en for tiden
6. Filtrering af rod (Figur 2C)
BEMÆRK: For trin 6-7, se Matlab scriptet i det supplerende materiale.
- Omform IQ-matrixen 3D (mellemrum x mellemrum x tid) til en Casorati-matrix med navnet IQr (space x time).
- Beregning af nedbrydningen af entalsværdien15 af IQr (Eq. 1).
Eq. 1 - Beregning den rumlige lighed Matrix C ved hjælp af den rumlige ental vektorer U som beskrevet af Baranger et al.18 (II, D), og identificere blodet underrum grænser N.
- Brug denne cutoff N til at filtrere IQ-dataene som beskrevet i Demene et al.15 (II,C).
Eq. 17. Flowvisualisering og hastighedsmålinger (figur 2C)
- Beregn effekt Doppler kort PD ved at integrere kuverten af de filtrerede data IQt langs den tidsmæssige dimension (Eq. 2). 3D-koordinaterne z, x og t er henholdsvis dybde, bredde og tidsmæssig dimension, nt og er antallet af anskaffede rammer.
Eq. 2 - Vis PD-kortet i logaritmeskala. Hvis du vil angive det dynamiske område, skal du beregne middel PD i et område uden for kanalen og bruge denne værdi i dB som den nedre grænse for det dynamiske område. Et typisk dynamisk område er [-30, 0] dB.
- Definer et cirkulært interesseområde (ROI) på billedet, der indeholder 1 til 30 pixel.
- I gennemsnit IQf signal over pixels af denne ROI, for at opnå en vektor
på nt tidspoint. - Beregne og vise Doppler-spektrogrammet for
ved hjælp af kvadratstørrelsen af STFT (Short-Time Fourier Transform).- Indstil STFT-vinduet til et 60-samples Hann-vindue.
- Indstil STFT-overlapningen til 90 % af vindueslængden.
- Overlejr midterfrekvensen på hvert tidspunkt i spektrogrammet.
- Frekvensværdierne konverteres til blodaksiale hastigheder vz ved hjælp af Doppler-formlen (Eq. 3). c0 er lydens hastighed i mediet og fTW den midterste frekvens af den overførte ultralyd bølgeform (her 5,2 MHz).
Eq. 3
Eq. 2
på nt tidspoint.
ved hjælp af kvadratstørrelsen af STFT (Short-Time Fourier Transform).
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Kvaliteten af erhvervelsen og efterbehandlingen vurderes først ved visuel inspektion. Kanalens form skal være tydeligt synlig i Doppler-billedet, og vævsområdet skal fremstå mørkt. Hvis doppler-signalet ikke er begrænset til kanalen, kan det betyde, at enten gik rodfiltertrinnet galt (SVD-tærsklen er for lav), eller sonden oplevede en stærk bevægelse under erhvervelsen.
Efter visuel inspektion kan undersøgelsen af spektrogrammet inde i kanalen give god information om eksperimentets succes eller fiasko. Spektrogrammet skal være ensidigt (alle værdier over eller under nuller). Hvis spektrogrammet er tosidet, findes aliasing. I dette tilfælde er enten flowet for hurtigt, eller PRF er for lavt.
Hvis disse kvalitetskriterier er opfyldt, kan blodhastighederne udtrækkes fra ethvert investeringsafkast i billedet (Figur 2C). Tuning størrelsen af ROI tillader mere eller mindre gennemsnit af signalerne. Hastighedstidsforløbet for et givet investeringsafkast kan derefter bruges tilflere analyser , f.eks.
Figur 3A-D viser, at denne protokol er blevet gennemført til forskellige in vivo-applikationer. Især udviser den nyfødte hjerneerhvervelse (Figur 3B) fartøjer med meget forskellige strømningskarakteristika, fra små kortikale venules og arterioler til den store pericallosale arterie. Figur 3D illustrerer ultrahurtig Dopplers evne til at udtrække blodgennemstrømningssignal i et stærkt bevægende organ som myokardiet.
Figur 1: Konventionel og ultrahurtig ultralydsscanning. Forklaring: (Venstre) Konventionel billedbehandling med fokuseret emission. (Til højre) Ultrahurtig billeddannelse med flybølgeemission. (tilpasset fra Villemain et al.22). Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 2: Ultrahurtig Doppler-protokolarbejdsgang. (A) Eksperimentel opsætning, herunder den ultrahurtige scanner og Doppler-flowfantomet. Det stiplede rektangel på fantomet indikerer ultralydstransducerens fodaftryk. (B) Automatiseret dataindsamlingskæde og efterbehandling udløst af et enkelt tryk på brugerknappen. (C) (Top) Ekstraktion af blodgennemstrømningssignal og undertrykkelse af vævets baggrundsstøj ("rodfilter") og visning af blodspektrogrammet i ethvert investeringsafkast i synsfeltet. (Nederst) Spektrogram, der viser blodhastighedsfordelingen i investeringsafkastet på forskellige tidspunkter. Gennemsnitshastigheden i investeringsafkastet spores i stiplet grønt. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 3: Power Doppler billeder. Ultrahurtig Doppler opkøb på flere organer. (A) Voksen transplanteret nyre, (B) Sagittal visning af en human neonat hjerne, (C) Voksen skjoldbruskkirtel, (D) Intramural koronar vaskulatur i åbent bryst svin eksperimenter, (E) 3D retningsbestemt effekt Doppler af halspulsåren og halspulsåren af en sund frivillig (blå = faldende flow, rød = stigende flow). Flere spektrogrammer udvindes for forskellige ROI. (A-C er tilpasset fra Baranger et al.18, D er tilpasset fra Maresca et al.14, E er tilpasset fra Provost et al.23). For hver erhvervelse blev centerfrekvensen, antallet af vinkler, PRF og maksimal dybde indstillet i henhold til situationen. Det dynamiske område for panel A, B og C er henholdsvis -27, -35 og -30 dB. Det var ikke fastsat for panel D og E. Klik her for at se en større version af dette tal.
Supplerende materialer. Klik her for at downloade disse filer.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Der er flere variationer omkring hovedrammen for denne protokol.
Hardware bekymringer
Hvis brugeren leverer sin brugerdefinerede værtscomputer, skal bundkortet og computerens kasse have en tilgængelig PCI Express-plads. CPU'en skal også have nok PCIe-baner til at håndtere alle enhederne.
Valg af sonde
Ultralydsonden (også kaldet transducer) vælges i henhold til den nødvendige rumlige opløsning og til synsfeltets geometri. Jo højere sondens midterfrekvens er, jo bedre er den rumlige opløsning, men jo kortere er billeddybden. Lineære, buede eller fasede matrixsonder giver synsfelt for henholdsvis rektangulære, cirkulære sektor- og flat-top-sektorfigurer.
Vinkelafhængighed
Ultrahurtig Doppler deler den samme begrænsning som konventionelle Doppler med hensyn til afhængigheden af blodgennemstrømningen vinkel. Faktisk tillader den underliggende Doppler-effekt kun detektion af bevægelse i aksial retning, hvilket betyder mod sondeoverfladen eller væk fra sonden. Derfor måles kun de aksiale komponenter i blodspredningshastighedsvektorerne faktisk. Den sande hastighed kan genvindes ved manuelt at angive den lokale vinkel på blodgennemstrømningen med den lodrette akse, men denne vinkel kan ikke altid vurderes korrekt. I et ekstremt tilfælde, hvor strømmen er perfekt ortogonal til den lodrette dybdeakse, kan Doppler-effekten ikke bruges til pålideligt at måle blodhastigheden. Mere avancerede teknikker kan måle flere fremskrivninger af hastighedsvektorerne på flere akser og kan i sidste ende rekonstruere den sande hastighedsvektor. Disse vinkel uafhængige tilgange kaldes vektor flow imaging8,9,10,24.
Aliasing
Den protokol, der er beskrevet i dette manuskript, har flere begrænsninger. For det første anfører Shannon-Nyquist-prøvetagningssætningen, at den maksimale målelige frekvens i det prøveindlagte signal ikke må overstige halvdelen af frameratet. Med 3 vinkler og en PRF på 12 kHz er billedhastigheden 4 kHz. Derfor kan vi udlede af Eq. 3, at den maksimale påviselige aksiale hastighed er 30 cm/s. I betragtning af kanalens vinkel i fantomet gør denne framerate det muligt at detektere flow med hastigheder op til 96 cm / s. Hastigheder over denne tærskel vises aliased i Doppler spektrogram. For den præsenterede opsætning var spidshastighederne mellem 95 cm og 8 cm/s.
Optimering af rodfilter
Blodgennemstrømning visualisering er stærkt afhængig af evnen til at adskille blodsignaler fra langsomt bevægende væv baggrund. Afhængigt af åndedrættet eller sonografens håndbevægelse kan vævet bevæge sig med hastigheder, der ligner langsom blodgennemstrømning. Derfor har den såkaldte "rodfilter" -fase til formål at annullere vævssignaler. Evnen til at opdage langsomme blodstrømme afhænger kun af effektiviteten af dette rodfilterstadie. Det har vist sig, at udnytte spatiotemporal sammenhæng ultrahurtig ultralyd øger kraftigt resultatet af disse filtre. Det nedbrydningsfilter med entalsværdi, der er beskrevet af Demene et al.15, anvendes i vid udstrækning. Optimering af denne metode18 eller mere komplekse algoritmer såsom høj orden SVD25, hovedkomponent forfølgelse26, uafhængig komponentanalyse27 eller anden lav rang nedbrydning28 kan forbedre kvaliteten af de filtrerede data. Det er værd at nævne, at i den præsenterede in vitro-opsætning er den eneste kilde til rod operatørens håndbevægelse. In vivo, mange andre faktorer såsom åndedræt og arteriel pulsatilitet er tilbøjelige til at fremkalde rod, der er mere fremherskende. I disse tilfælde bliver det avancerede SVD-filter, der er beskrevet i denne protokol, af største betydning.
Fortolkning af spektrogram
Spektrogrammer er det mest almindelige værktøj til at studere blodgennemstrømning egenskaber i både konventionelle og ultrahurtige Doppler ultralyd. For hvert tidspunkt viser spektrogrammet i gråtoner hastighedsfordelingen i det betragtede investeringsafkast. Komplekse strømme såsom ikke-laminarstrømme vil derfor naturligvis udvide dette spektrum. Denne forbindelse mellem spektralforudvidelse og hastighedsfordeling gælder imidlertid kun til en vis grad. Det har vist sig ved flere undersøgelser, at spektrogram bredde, også kalder spektral udvidelse, er faktisk knyttet til hastighedsfordelingen i ROI, men også til flere geometriske parametre i billeddannelsessystemet (array bredde, vinkler, etc)29,30,31. Derfor, mens spektrogram af en stabil laminar og homogen flow bør være en tynd, flad linje, det viser i praksis en vis bredde, der ikke afspejler den hastighed fordeling, men snarere geometri af billeddannelse setup. Denne potentielle faldgrube kan føre til forkerte hastighedsmålinger. Det anbefales at overveje gennemsnitshastigheden inde i investeringsafkastet(Figur 1C-stiplet grøn linje) for at undgå disse virkninger32.
3D-opkøb
Den nuværende protokol blev realiseret med en standard lineær array transducer, hvilket resulterede i 2D-billeder. Ikke desto mindre kan 3D-erhvervelser udføres, enten ved mekanisk scanning af mediet med en motoriseret lineær sonde16eller ved hjælp af rækkekolonnematrixer33 eller matrixmatrixer34. Ulemperne ved disse nye metoder er de høje databehandlingsomkostninger og, for matrixsonder, behovet for specifikke scannere. Et eksempel på 3D-erhvervelse er vist i figur 3E.
Sikkerhedsspørgsmål
Det meste af forskningen ultrahurtig ultralydsscanner er ikke godkendt til klinisk brug. Det er eksperimentatorens ansvar at overholde de standarder, der gælder i deres land, både med hensyn til elektrisk sikkerhed og akustisk output. For sidstnævnte skal FDA-standarderne35 og IEC 62127-1 International Standard36 overvejes.
Konklusion
I dette papir har vi foreslået en standardprotokol til billedblodgennemstrømning med Ultrafast Doppler. Ved at øve på et kalibreret flowfantom kan operatøren i sidste ende kontrollere nøjagtigheden af deres målinger. Protokollen giver brugeren mulighed for at designe og udføre en ultrahurtig ultralyd erhvervelse ved hjælp af plane-wave blanding. I sidste ende beskrives en efterbehandlingsramme og giver det første værktøj til at vise blodgennemstrømningsprofilen i enhver region af interesse for billedet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Ingen interessekonflikt
Acknowledgments
Vi vil gerne takke Shreya Shah for hendes korrekturlæsning og rådgivning.
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
- Doppler, C. Ueber das farbige Licht der Doppelsterne und einiger anderer Gestirne des Himmels. , (2020).
- Bonnefous, O., Pesqué, P. Time domain formulation of pulse-Doppler ultrasound and blood velocity estimation by cross correlation. Ultrasonic Imaging. 8 (2), 73-85 (2004).
- Bercoff, J., et al. Ultrafast compound doppler imaging: Providing full blood flow characterization. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 58 (1), 134-147 (2011).
- Evans, D. H., Jensen, J. A., Nielsen, M. B.
- Nuffer, Z., Rupasov, A., Bekal, N., Murtha, J., Bhatt, S. Spectral Doppler ultrasound of peripheral arteries: a pictorial review. Clinical Imaging. 46, 91-97 (2017).
- Jensen, J. A., Nikolov, S. I., Gammelmark, K. L., Pedersen, M. H.
- Tong, L., Ramalli, A., Jasaityte, R., Tortoli, P., D'Hooge, J. Multi-transmit beam forming for fast cardiac imaging-experimental validation and in vivo application. IEEE Transactions on Medical Imaging. 33 (6), 1205-1219 (2014).
- Tanter, M., Bercoff, J., Sandrin, L., Fink, M. Ultrafast compound imaging for 2-D motion vector estimation: application to transient elastography. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 49 (10), 1363-1374 (2002).
- Udesen, J., et al. High frame-rate blood vector velocity imaging using plane waves: Simulations and preliminary experiments. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 55 (8), 1729-1743 (2008).
- Hansen, K. L., Udesen, J., Gran, F., Jensen, J. A., Bachmann Nielsen, M. In-vivo examples of flow patterns with the fast vector velocity ultrasound method. Ultraschall in der Medizin. 30 (5), Stuttgart, Germany. 471-477 (2009).
- Tanter, M., Fink, M.
- Montaldo, G., Tanter, M., Bercoff, J., Benech, N., Fink, M. Coherent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 56 (3), 489-506 (2009).
- Papadacci, C., Pernot, M., Couade, M., Fink, M., Tanter, M.
- Maresca, D., et al. Noninvasive Imaging of the Coronary Vasculature Using Ultrafast Ultrasound. JACC: Cardiovascular Imaging. 11 (6), 798-808 (2018).
- Demené, C., et al. Spatiotemporal Clutter Filtering of Ultrafast Ultrasound Data Highly Increases Doppler and fUltrasound Sensitivity. IEEE Transactions on Medical Imaging. 34 (11), 2271-2285 (2015).
- Demené, C., et al. 4D microvascular imaging based on ultrafast Doppler tomography. NeuroImage. 127, 472-483 (2016).
- Demené, C., et al. Ultrafast Doppler reveals the mapping of cerebral vascular resistivity in neonates. Journal of Cerebral Blood Flow and Metabolism. 34 (6), 1009-1017 (2014).
- Baranger, J., Arnal, B., Perren, F., Baud, O., Tanter, M., Demene, C. Adaptive Spatiotemporal SVD Clutter Filtering for Ultrafast Doppler Imaging Using Similarity of Spatial Singular Vectors. IEEE Transactions on Medical Imaging. 37 (7), 1574-1586 (2018).
- Demené, C., et al. Ultrafast Doppler Reveals the Mapping of Cerebral Vascular Resistivity in Neonates. Journal of Cerebral Blood Flow & Metabolism. 34 (6), 1009-1017 (2014).
- Goudot, G., et al. Wall Shear Stress Measurement by Ultrafast Vector Flow Imaging for Carotid Stenosis. Ultraschall in der Medizin - European Journal of Ultrasound. , (2019).
- Demené, C., Mairesse, J., Baranger, J., Tanter, M., Baud, O. Ultrafast Doppler for neonatal brain imaging. NeuroImage. 185, 851-856 (2019).
- Villemain, O., et al. Ultrafast Ultrasound Imaging in Pediatric and Adult Cardiology. JACC: Cardiovascular Imaging. , (2019).
- Provost, J., Papadacci, C., Demene, C., Gennisson, J. L., Tanter, M., Pernot, M. 3-D ultrafast doppler imaging applied to the noninvasive mapping of blood vessels in Vivo. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 62 (8), 1467-1472 (2015).
- Osmanski, B. F., Montaldo, G., Fink, M., Tanter, M. In vivo out-of-plane Doppler imaging based on ultrafast plane wave imaging. IEEE International Ultrasonics Symposium, IUS. 62 (4), 76-79 (2013).
- Kim, M. W., Zhu, Y., Hedhli, J., Dobrucki, L. W., Insana, M. F. Multi-dimensional Clutter Filter Optimization for Ultrasonic Perfusion Imaging. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 65 (11), 2020-2029 (2018).
- Chau, G., Li, Y. L., Jakovljevic, M., Dahl, J., Rodr, P. Wall Clutter Removal in Doppler Ultrasound using Principal Component Pursuit. , (2018).
- Tierney, J., Baker, J., Brown, D., Wilkes, D., Byram, B. Independent Component-Based Spatiotemporal Clutter Filtering for Slow Flow Ultrasound. IEEE Transactions on Medical Imaging. , 1-1 (2019).
- Zhang, N., Rivaz, H. Clutter Suppression in Ultrasound: Performance Evaluation and Review of Low-Rank and Sparse Matrix Decomposition Methods. BioMedical Engineering Online. 19, 37 (2020).
- Guidi, G., Licciardello, C., Falteri, S. Intrinsic spectral broadening (ISB) in ultrasound Doppler as a combination of transit time and local geometrical broadening. Ultrasound in Medicine and Biology. 26 (5), 853-862 (2000).
- Cloutier, G., Shung, K. K., Durand, L. G. Experimental Evaluation of Intrinsic and Nonstationary Ultrasonic Doppler Spectral Broadening in Steady and Pulsatile Flow Loop Models. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 40 (6), 786-795 (1993).
- Winkler, A. J., Wu, J. Correction of intrinsic spectral broadening errors in doppler peak velocity measurements made with phased sector and linear array transducers. Ultrasound in Medicine and Biology. 21 (8), 1029-1035 (1995).
- Osmanski, B. F., Bercoff, J., Montaldo, G., Loupas, T., Fink, M., Tanter, M. Cancellation of Doppler intrinsic spectral broadening using ultrafast Doppler imaging. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 61 (8), 1396-1408 (2014).
- Sauvage, J., et al. A large aperture row column addressed probe for in vivo 4D ultrafast doppler ultrasound imaging. Physics in Medicine and Biology. 63 (21), (2018).
- Correia, M., Provost, J., Tanter, M., Pernot, M. 4D ultrafast ultrasound flow imaging: in vivo quantification of arterial volumetric flow rate in a single heartbeat. Physics in Medicine and Biology. 61 (23), 48-61 (2016).
- Center for Devices and Radiological Health. FDA Information for Manufacturers Seeking Marketing Clearance of Diagnostic Ultrasound Systems and Transducers. Center for Devices and Radiological Health. , FDA-2017-D-5372 (2008).
- I, IEC. IEC 62127-1 - Measurement and characterization of medical ultrasonic fields up to 40 MHz. IEC. , 61010-61011 (2013).
