Summary
이 프로토콜은 혈액 흐름을 정량화하기 위해 초고속 초음파 도플러 이미징을 적용하는 방법을 보여줍니다. 1s 긴 획득 후, 실험자는 매 픽셀마다 ≈0.3 ms(비행 의 초음파 시간에 따라)에 대한 축 속도 값을 가진 전체 시야의 영화에 액세스 할 수 있습니다.
Abstract
펄스 도플러 효과는 혈류를 평가하기 위해 임상 에크로그래피에 사용되는 주요 기술입니다. 기존의 집중 초음파 도플러 모드로 적용, 그것은 몇 가지 제한이 있습니다. 첫째, 혈액 흐름을 주변 이동 조직으로부터 구별하기 위해 미세 조정된 신호 필터링 작업이 필요합니다. 둘째, 연산자는 혈액 흐름을 국소화하거나 정량화하는 것 중에서 선택해야 합니다. 지난 2 년 동안 초음파 이미징은 초점을 맞추지 않은 파도를 사용하여 초고속 초음파가 출현하면서 패러다임 변화를 겪었습니다. 프레임레이트(최대 10000Hz)의 백배 증가 외에도, 이 새로운 기술은 기존의 정량화/국소화 절충안을 깨고, 시야의 완전한 혈류 매핑과 단일 픽셀 수준(50 μm 까지)의 미세 속도 측정에 대한 동시 액세스를 제공합니다. 공간 적 차원과 측두체 모두에서 이 데이터 연속성은 조직/혈액 필터링 과정을 강력하게 향상시키고, 이는 작은 혈류 속도에 대한 민감도가 증가합니다(1mm/s까지). 이 방법 논문에서는 초고속 도플러의 개념과 주요 매개 변수를 소개하는 것을 목표로합니다. 첫째, 우리는 초점을 맞춘 파도 이미징의 물리적 원리를 요약합니다. 그런 다음 도플러 신호 처리 주요 단계를 제시합니다. 특히, 우리는 중요한 조직/혈류 분리 알고리즘의 실질적인 구현과 이러한 필터링된 데이터로부터의 속도 추출에 대해 설명합니다. 이 이론적 설명은 체외 경험에 의해 보충됩니다. 흐르는 혈액 모방 유체와 운하를 포함 하는 조직 유령 연구 프로그래밍 가능한 초음파 시스템으로 이미지. 혈류 영상을 얻고 운하내의 여러 픽셀에 대한 유동 특성이 표시됩니다. 마지막으로, 생체 내 응용 프로그램의 검토가 제안됩니다, 경동맥, 신장, 갑상선, 두뇌 및 심장과 같은 몇몇 기관에 있는 예를 보여주는.
Introduction
초음파 화상 진찰은 임상 사례 및 연구 활동에서 가장 일반적으로 사용되는 이미징 기술 중 하나입니다. 생물학적 조직에서 초음파 파 방출의 조합과 후산 된 에코의 기록으로 해부학 적 이미지, 소위 "B 모드"의 재구성이 가능합니다. 이 방법은 일반적으로 ≈ 1540 m/s의 전파 속도로, 일반적으로 몇 센티미터에 걸쳐 초음파의 침투를 허용하는 생물학 조직과 같은 연조직 화상 진찰에 완벽하게 적응됩니다. 초음파 프로브의 중심 주파수에 따라 30 μm에서 1mm까지 해상도가있는 이미지가 얻어집니다. 더욱이, 음향소스의 움직임이 연관된 파의 물리적 특성에 영향을 미치는 것으로 잘 알려져 있다. 특히, 소스의 속도에 비해 파도의 주파수 이동 사이의 링크는 도플러 효과1로설명되며, 가장 간단한 증상은 움직이는 구급차의 변화하는 사이렌 피치입니다. 초음파 화상 진찰은 움직이는 적혈구2를관찰하기 위하여 이 물리적 효력을 오랫동안 이용하고, 일반적으로 "Doppler 화상 진찰"이라고 표기된 다양한 화상 진찰 모드를 제안합니다. 이 모드는 두뇌, 심혼, 신장 또는 말초 동맥과 같은 아주 다른 응용 프로그램 및 기관에 있는 혈액 흐름의 평가를 가능하게 합니다.
놀랍게도, 현재 이용 가능한 대부분의 초음파 시스템은 기존의 초음파라고 하는 동일한 기술에 의존합니다. 기본 원리는 다음과 같습니다 : 음향 빔은 시야를 통합하고 초음파 트랜스듀서 조리개를 따라 휩쓸린다. 빔의 각 위치에 대해 에코가 기록되어 최종 이미지의 선으로 변환됩니다. 변환기를 따라 빔을 점진적으로 이동시킴으로써 전체 시야는 라인당 라인별 이미지를 이미지화할 수있습니다(그림 1,왼쪽 패널). 이 전략은 21세기 초까지 전기적 제약과 컴퓨팅 파워에 잘 적응했습니다. 그럼에도 불구 하 고, 그것은 몇 가지 단점이 있다. 이들 중, 최종 프레임레이트는 빔 스캐닝 공정에 의해 초당 수백 개의 이미지로 제한됩니다. 혈류의 관점에서, 이 상대적으로 낮은 프레임 레이트는 섀넌-나이퀴스트3의샘플링 기준에 의해 결정되는 검출될 수 있는 최대 유량 속도에 영향을 미칩니다. 더욱이, 기존의 도플러는 복잡한 절충을 처리해야합니다. 특정 관심 영역(ROI)에서 혈류 속도를 평가하기 위해서는 ROI에서 나오는 여러 메아리가 연속적으로 기록되어야 합니다. 이것은 초음파 빔이 고정 된 위치에서 일시적으로 유지된다는 것을 의미합니다. 에코 앙상블이 길수록 속도 추정이 ROI에 대한 것입니다. 그러나 시야의 완전한 이미지를 생성하려면 빔이 매체를 스캔해야 합니다. 따라서 빔을 잡고 한 선을 따라 속도를 정확하게 평가하거나 빔을 이동하여 이미지를 생성하는 두 제약 조건 간의 충돌을 감지할 수 있습니다. 다른 기존의 도플러 모드 (즉, 컬러 도플러 또는 펄스 웨이브 도플러)는 직접이 트레이드 오프를 반영합니다. 일반적으로, 컬러 도플러는선박(4)을국소화하는 데 사용되는 저충실도 유동 맵을 생성하고, 펄스 웨이브 도플러는 이전에 확인된 선박5에서흐름을 정확하게 정량화하는 데 사용된다.
이러한 두 가지 제한 사항(낮은 프레임레이트 및 현지화/정량화 절충)은 매우 높은 프레임 레이트 신흥 기술로 극복됩니다. 이들 중, 합성 조리개 접근법6 또는 다중선 송신 기법은7을인용할 수 있다. 이 연구에서는 소위 초고속 초음파 방법에 중점을 둡니다. 2 년 전8,9,10에소개된 이 방법은 초음파의 방출 /수신에도 의존하지만 근본적으로 다른 패턴으로 사용됩니다. 실제로, 스캐닝 집중 빔을 사용하는 대신, 초고속 이미징은 비행기 파 또는 발산 파를 사용하여 단일 방출로 시야를 통합할 수 있습니다. 단일 방출에 이어 관련 전자 장치는 전체 시야에서 발생하는 엄청난 수의 에코를 수신하고 처리할 수 있습니다. 끝에, 이미지를 단일 방출/수신패턴(1, 오른쪽 패널)에서재구성할 수 있다. 이러한 집중되지 않은 방출은 음향 에너지의 확산으로 인해 낮은 신호 대 잡음 비율(SNR)을 가질 수 있습니다. 이는 여러 개의 제목이 있는 평면 파(또는 다른 소스가 있는 파도 를 발산)를 방출하고 결과 이미지를 추가하여 해결할 수 있습니다. 이 메서드는 "일관된 복합"12라는이름입니다. 두 가지 주요 결과가 발생합니다. 첫째, 프레임 레이트비행의 초음파 시간에 따라 달라지며 1~10kHz의 일반적인 값에 도달할 수 있다. 둘째, 이를 통해 공간 차원과 현세적 일관성이라고도 하는 공간 및 측두적인 차원모두에서 데이터 연속성을 보장합니다. 따라서 기존의 국소화/정량화 절충안이 깨졌다. 높은 프레임 레이트와 현면 적 일관성의이 조합은 초음파와 혈액 흐름을 감지하는 능력에 엄청난 영향을 미친다. 종래의 초음파에 비해 초고속 초음파는 혈류3의완전한 특성을 제공한다. 실질적으로, 사용자는 수집의 전체 기간 (일반적으로 ≈1 s)에 대한 이미지의 모든 픽셀의 속도 시간 과정에 액세스 할 수 있으며, 프레임 레이트 (일반적으로 200 μs의 시간 적 해상도를 위한 5 kHz의 프레임 레이트)에 의해 주어진 시간 척도). 이러한 높은 프레임레이트는 관상 동맥 마이크로관류(14)를이용한 심장챔버(13) 또는 심근(14)과 같은 움직이는 장기의 빠른 흐름과 같은 광범위한 적용에 적합한 방법을 만든다. 더욱이, 그 현면적 일관성은 강하게 배경 이동 조직에서 느린 혈류를 분리하는 능력을 향상, 따라서 미세 혈관 흐름에 대한 감도를 증가 것으로 나타났다(15. 이 용량은 동물16과 인간17모두에서 뇌의 미세 혈관에 대한 액세스를 제공합니다.
따라서 초고속 초음파는 다양한 상황에서 이미지 혈류에 적합합니다. 그것은 연약한 생물학 조직에 국한되고 강하게 뼈와 같은 단단한 인터페이스의 존재에 의해 영향을 받을 것입니다, 또는 폐와 같은 가스 구멍. 초음파 서열의 물리적 파라미터의 튜닝은 느린 (1mm / s11,16까지)및 빠른 흐름 (최대 몇 m /s)의 연구를 허용합니다. 공간 해상도와 침투 깊이 사이에 는 절충이 존재합니다. 전형적으로, 50 μm의 해상도는 약 5mm의 침투 비용으로 달성될 수 있다. 반대로, 침투는 1mm의 해상도의 비용으로 15-20cm로 확장 될 수있다. 이 문서에서 사용되는 스캐너와 같은 대부분의 초고속 스캐너는 2D 이미지만 제공한다는 점에 유의할 필요가 있습니다.
여기서는 생물학적 조직에 내장된 혈관(동맥 또는 정맥)을 모방한 프로그래밍 가능한 연구 초음파 스캐너와 도플러 팬텀을 사용하여 초고속 도플러 이미징의 개념을 소개하는 간단한 프로토콜을 제안합니다.
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Protocol
1. 도플러 팬텀 준비 설정(그림 2A)
- 연동 펌프, 유체 저장소를 모방한 혈액, 펄스 감쇠기 및 도플러 플로우 팬텀을 플라스틱 튜브와 연결합니다.
- 직경 4mm의 운하를 선택하십시오.
- 펌프를 0.3s용 유체720mL/min을 배출한 다음 0.7초동안 50mL/min을 배출하여 각각 슬래크 및 디아스톨 심장 위상을 모방하도록 프로그래밍합니다.
- 펌프를 실행하고 파이프를 부드럽게 흔들어 잠재적인 기포를 배출합니다.
참고: 운전자는 다른 운하 직경과 다른 펌프 속도를 선택할 수 있지만 초음파 시퀀스가 가장 빠른 유동 속도를 획득할 만큼 빠도록 해야 합니다. Eq. 3 나중에 제시시퀀스를 디자인하는 데 도움이 될 수 있습니다.
2. 초고속 초음파 스캐너 설정(그림 2A)
- 초고속 지원 연구 스캐너를 호스트 컴퓨터에 PCI 익스프레스 링크와 연결합니다.
- 초음파 스캐너의 트랜스듀서 어댑터를 변경하여 프로브 커넥터와 일치한 다음 프로브를 연결합니다.
- Matlab을 실행하고 초음파 스캐너 라이센스를 활성화합니다.
참고: 이 섹션과 다음 섹션은 암시적으로 베라소닉스 Vantage 시스템의 사용을 가정합니다.
3. 초음파 서열 프로그래밍
- 예제 스크립트를 사용하여 프로브 포지셔닝에 사용되는 기존의 집중된 "B-Mode"(예: 에코그래피) 시퀀스를 디자인합니다.
- 이미징 깊이를 50mm로 설정합니다.
- 초점 깊이를 35mm로 설정합니다.
- 예제 스크립트를 사용하여 초고속 초음파 서열을 설계하십시오.
- 이미징 깊이를 50mm로 설정합니다.
- 프로그램 3 [-3,0,3] 정도에서 비행기 파도를 기울입니다.
- 펄스 반복 주파수(PRF)를 12kHz로 설정합니다.
- 사용되는 프로브에 따라 중앙 주파수와 함께 초음파 파형에 4 개의 반 주기를 사용합니다. 여기서는 5.2MHz의 중심 주파수가 가정됩니다.
- 총 지속 시간을 1로 설정합니다.
4. 프로브 포지셔닝 및 데이터 수집
- 프로브 렌즈에 초음파 젤을 바르세요.
- 프로브를 팬텀에 놓고 B 모드 초음파 서열을 시작합니다.
- 관심 있는 운하를 찾으세요. 액체는 주변 조직 보다는 어둡게 나타납니다. 프로브를 세로 뷰에 배치합니다.
- 프로브를 관심 있는 위치에서 수동으로 유지관리합니다.
- B 모드 시퀀스를 종료하고 초고속 시퀀스 수집 스크립트를 시작합니다.
5. 이미지 재구성(그림 2B)
- 시퀀스가 끝나면 원시 데이터(무선 주파수 데이터인 "RF"라고도 함)를 저장합니다.
- 초음파 시스템 기본 소프트웨어를 사용하여 이미지 재구성 스크립트를 시작합니다. 프로세스가 끝나면 IQ 데이터 행렬을 만들어야 합니다.
참고: 초음파 에코는 프로브의 각 요소와 각 방출/수신에 대해 기록된 다음 RF 데이터 매트릭스에 저장됩니다. 이미지 재구성은 각 채널에 적절한 지연 법을 적용하고 소위 "IQ"(단계/쿼드러니어) 행렬을 초래합니다. 복잡한 IQ 매트릭스는 공간용 2개(이미지 깊이 및 너비)와 시간용 크기의 세 가지 차원을 가지고 있습니다.
6. 혼란 필터링(그림 2C)
참고: 6-7 단계의 경우 보충 자료에제공된 Matlab 스크립트를 참조하십시오.
- 3D(스페이스 엑스 스페이스 엑스 시)의 IQ 매트릭스를 IQr라는 이름의 카소라티 매트릭스로 재구성합니다.
- IQr(Eq. 1)의 단수 값 분해15를 계산합니다.
Eq. 1 - 공간 유사성 매트릭스 C를 사용하여 공간 단수 벡터 U를 사용하여 바랑거 외18(II, D)를 계산하고, 혈액 하위 공간 경계 N을 식별한다.
- Demene외. 15 (II, C)에 설명 된 바와 같이 IQ 데이터를 필터링하려면이 컷오프 N을 사용합니다.
Eq. 17. 유동 시각화 및 속도 측정(그림 2C)
- 시간 적 차원 (Eq. 2)을 따라 필터링 된 데이터 IQt의 봉투를 통합하여 출력 도플러 맵 PD를 계산합니다. 3D 좌표 z, x 및 t는 각각 깊이, 너비 및 측두측 치수, nt이며 획득된 프레임 수입니다.
Eq. 2 - PD 맵을 로가릿 스케일로 표시합니다. 동적 범위를 설정하려면 운하 외부 영역에서 평균 PD를 계산하고 이 값을 동적 범위의 하한으로 dB에서 사용합니다. 일반적인 다이나믹 범위는 [-30, 0] dB입니다.
- 이미지의 원/리시즈(ROI)를 정의하여 1~30픽셀을 포함합니다.
- 해당 ROI의 픽셀을 통해 IQf 신호를 평균하여 n t 시간 점의 벡터를
얻습니다. 
짧은 시간 포리에 변환 (STFT)의 사각형 크기를 사용하여 도플러 분광을 계산하고 표시합니다.- STFT 창을 60샘플 한 창으로 설정합니다.
- STFT 중첩을 창 길이의 90%로 설정합니다.
- 분광의 각 시점의 중심 주파수를 오버레이합니다.
- 도플러 포뮬러(Eq. 3)를 사용하여 주파수 f 값을 혈액 축 속도 vz로 변환합니다. c0은 전송된 초음파 파형(here 5.2 MHz)의 중심 주파수인 매체 및 FTW에서 음의 속도이다.
Eq. 3
Eq. 2
얻습니다.
짧은 시간 포리에 변환 (STFT)의 사각형 크기를 사용하여 도플러 분광을 계산하고 표시합니다.
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
인수 및 후처리의 품질은 먼저 육안 검사에 의해 평가됩니다. 운하의 모양은 도플러 의 힘 이미지에서 명확하게 볼 수 있어야하며 조직 영역은 어둡게 나타나야합니다. 도플러 신호의 전원이 운하에 국한되지 않으면, 복잡한 필터 단계가 잘못되었거나(SVD 임계값이 너무 낮음) 또는 프로브가 획득 하는 동안 강한 움직임을 경험했음을 의미할 수 있다.
육안 검사 후 운하 내부의 분광기에 대한 연구는 실험의 성공 또는 실패에 대한 좋은 정보를 제공 할 수 있습니다. 분광은 일방적이어야 합니다(영하 이하의 모든 값). 분광이 양면인 경우 별칭이 존재합니다. 이 경우 흐름이 너무 빠르거나 PRF가 너무 낮습니다.
이러한 품질 기준이 충족되면, 혈액 속도는 이미지의 임의의 ROI로부터 추출될 수있다(도 2C). ROI의 크기를 조정하면 신호의 평균이 다소 줄어듭니다. 주어진 ROI의 속도 시간 과정은저항지수(19),벽 전단 응력추정(20),반응성 양성혈수량(14) 및 훨씬 더많은 21,22의 전산 과 같은 다중 분석에 사용될 수 있다.
도 3A-D는 이 프로토콜을 다양한 생체 내 응용 프로그램에 전이하는 것을 보여 주어 있다. 특히, 신생물 뇌 습득(도3B)은작은 피질 베널과 동맥에서 주요 동맥에 이르기까지 매우 다른 유동 특성을 가진 혈관을 전시한다. 도 3D는 심근과 같이 강하게 움직이는 기관에서 혈류 신호를 추출하는 초고속 도플러의 능력을 보여 준다.
그림 1: 종래및 초고속 초음파 이미징. 전설: (왼쪽) 집중 방출을 가진 기존의 이미징. (오른쪽) 비행기 파도 방출과 초고속 이미징. (빌메인 외22에서적응). 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 2: 초고속 도플러 프로토콜 워크플로우. (A)초고속 스캐너 및 도플러 플로우 팬텀을 포함한 실험용 설정. 유령의 대시 직사각형은 초음파 트랜스듀서의 발자국을 나타냅니다. (B)간단한 사용자 버튼 프레스에 의해 트리거된 자동 데이터 수집 체인 및 사후 처리. (C)(상단) 혈류 신호의 추출 및 조직 배경 잡음의 억제("혼란 필터") 및 시야의 모든 ROI에 혈액 분광의 표시. (아래쪽) 다른 시점에서 ROI에서 혈액 속도 분포를 나타내는 분광. ROI의 평균 속도는 파선 된 녹색으로 추적됩니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 3: 파워 도플러 이미지. 여러 장기에 초고속 도플러 인수. (A)성인 이식 신장,(B)인간 신생아 뇌의 간경,(C)성인 갑상선,(D)개방 가슴 돼지 실험에서 교내 관상 동맥 혈관,(E)3D 방향성 힘 도플러 및 건강한 자원 봉사자의 경동맥및 경정맥 (파란색 = 하강 흐름, 빨간 흐름). 몇몇 분광기는 다른 ROI를 위해 추출됩니다. (A-C는 Baranger 외18로부터적응되고, D는 마레스카 외14로부터적응되고, E는 프로보스트 외23로부터적응된다). 각 획득에 대해, 상황에 따라 중심 주파수, 각도 수, PRF 및 최대 깊이가 조정되었다. 패널 A, B 및 C의 동적 범위는 각각 -27, -35 및 -30 dB입니다. 패널 D 및 E. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
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Discussion
이 프로토콜의 주 프레임 주위에 몇 가지 변형이 가능합니다.
하드웨어 문제
사용자가 사용자 지정 호스트 컴퓨터를 공급하는 경우 마더보드와 컴퓨터케이스에 사용 가능한 PCI 익스프레스 슬롯이 있어야 합니다. CPU에는 모든 장치를 처리할 수 있는 PCIe 레인이 충분해야 합니다.
프로브 선택
초음파 프로브(또한 명명된 트랜스듀서)는 필요한 공간 해상도와 시야의 형상에 따라 선택됩니다. 프로브의 중심 주파수가 높을수록 공간 해상도가 향상되지만 이미징 깊이가 짧아진다. 선형, 곡선 또는 위상 배열 프로브는 각각 직사각형, 원형 섹터 및 플랫 탑 섹터 셰이프의 시야를 제공합니다.
각도 종속성
초고속 도플러는 혈류 각도에 대한 의존성에 관한 기존의 도플러와 동일한 제약 조건을 공유합니다. 실제로 기본 도플러 효과는 축 방향으로의 움직임을 감지할 수 있으며, 이는 프로브 표면을 향하거나 프로브에서 멀리 떨어져 있는 것을 의미합니다. 따라서 혈액 산란기 속도 벡터의 축 구성 요소만 실제로 측정됩니다. 실제 속도는 수직 축으로 혈류의 국소 각도를 수동으로 표시하여 복구할 수 있지만 이 각도를 항상 정확하게 평가할 수는 없습니다. 수직 깊이 축에 대한 흐름이 완벽하게 직교인 극단적인 경우 도플러 효과를 사용하여 혈액 속도를 안정적으로 측정할 수 없습니다. 고급 기술은 여러 축에서 속도 벡터의 여러 투영을 측정할 수 있으며 궁극적으로 진정한 속도 벡터를 재구성할 수 있습니다. 이러한 각도 독립적 인 접근법은 벡터 흐름 이미징8,9,10및24라고합니다.
앨리어싱
이 원고에 설명된 프로토콜에는 몇 가지 제한 사항이 있습니다. 첫째, 섀넌-나이퀴스트 샘플링 정리는 샘플링된 신호의 최대 측정 가능한 주파수가 프레임레이율의 절반을 초과할 수 없다고 명시하고 있습니다. 3 각도와 12kHz의 PRF를 사용하면 프레임 레이트가 4kHz입니다. 따라서, 우리는 최대 검출 가능한 축 속도가 30cm/s인 Eq. 3에서 파생될 수 있습니다. 팬텀의 운하 각도를 고려하여 이 프레임 레이트에서는 최대 96cm/s의 속도로 흐름을 감지할 수 있습니다. 이 임계값 을 초과하는 속도는 도플러 분광기에 별칭으로 나타납니다. 제시된 설치의 경우 피크 속도는 95cm에서 8cm/s 사이였습니다.
클러터 필터 최적화
혈류 시각화는 천천히 움직이는 조직 배경에서 혈액 신호를 분리하는 능력에 강하게 의존합니다. 호흡이나 초음파 검사기의 손 움직임에 따라 조직은 느린 혈류와 유사한 속도로 움직일 수 있습니다. 따라서 소위 "혼란 필터"단계는 조직 신호를 취소하는 것을 목표로합니다. 느린 혈액 흐름을 감지하는 능력은이 혼란 필터 단계의 효율성에 의존한다. 초고속 초음파의 현물적 일관성을 활용하면 이러한 필터의 결과가 강하게 증가하는 것으로 나타났습니다. Demene 외15에 의해 기술된 단수 값 분해 필터가 널리 사용된다. 상기방법(18) 이상의 복잡한 알고리즘은 고차 SVD(25), 주성분추적(26),독립성분분석(27) 또는 기타 저등급분해(28)와 같은 복잡한 알고리즘을 여과된 데이터의 품질을 향상시킬 수 있다. 시험관 내 설정에서, 혼란의 유일한 소스는 연산자의 손 동작것을 언급 할 가치가있다. 생체 내에서, 호흡과 동맥 맥동과 같은 많은 다른 요인은 더 우세한 혼란을 유도할 가능성이 높습니다. 이러한 경우 이 프로토콜에 설명된 고급 SVD 필터가 매우 중요합니다.
분광기 해석
분광사진은 기존의 도플러 초음파 모두에서 혈류 특성을 연구하는 가장 일반적인 도구입니다. 각 시간 지점에 대해, 분광은 고려된 ROI 내부의 속도 분포를 회색으로 나타낸다. 따라서 비라미나르 흐름과 같은 복잡한 흐름은 자연스럽게 이 스펙트럼을 넓힐 것입니다. 그러나 스펙트럼 확대및 속도 분포 사이의 이 링크는 어느 정도만 유효합니다. 여러 연구에 의해 보여 졌으며, 또한 스펙트럼 확대라고 부르는 분광폭은 실제로 ROI의 속도 분포뿐만 아니라 이미징 시스템의 여러 기하학적 매개변수(배열 폭, 각도 등)(배열 폭, 각도등)(29,30,31)에연결되어 있음을 보여 주었다. 따라서, 꾸준한 라미나르 및 균일한 흐름의 분광은 얇고 평평한 선이어야 하지만, 실제로는 속도 분포를 반영하지 않는 특정 폭이 아니라 이미징 설정의 형상을 나타낸다. 이러한 잠재적인 함정은 잘못된 속도 측정으로 이어질 수 있습니다. 이러한효과를피하기 위해 ROI(도1C 파선 그린 라인) 내부의 평균 속도를 고려하는 것이 좋습니다.
3D 인수
본 프로토콜은 표준 선형 어레이 트랜스듀서로 실현되어 2D 이미지를 생성했습니다. 그럼에도 불구하고, 3D 인수는 전동 선형프로브(16)로매체를 기계적으로 스캔하거나 행 열어레이(33) 또는 매트릭스어레이(34)를사용하여 수행될 수 있다. 이러한 새로운 방법의 단점은 높은 컴퓨팅 비용과 매트릭스 프로브의 경우 특정 스캐너의 필요성입니다. 3D 인수의 예는 그림 3E에도시되어 있다.
안전 문제
대부분의 초고속 초음파 스캐너는 임상 용으로 승인되지 않았습니다. 전기 안전 및 음향 출력 측면에서 자국에서 지배적인 표준을 준수하는 것은 실험자의 책임입니다. 후자의 경우 FDA 표준35 및 IEC 62127-1 국제 표준36을 고려해야 합니다.
결론
이 논문에서, 우리는 초고속 도플러와 혈액 흐름을 이미지하는 표준 프로토콜을 제안했다. 보정된 흐름 팬텀을 연습하면 작업자가 결국 측정의 정확성을 확인할 수 있습니다. 이 프로토콜을 통해 사용자는 평면 파 복합을 사용하여 초고속 초음파 인수를 설계하고 실행할 수 있습니다. 궁극적으로, 후처리 프레임워크가 설명되고 이미지의 관심 영역에서 혈류 프로파일을 표시하는 첫 번째 도구를 제공한다.
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Disclosures
이해 상충 없음
Acknowledgments
슈레아 샤의 교정과 조언에 감사드립니다.
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).
