Blodstrømavbildning med ultrarask Doppler

Summary

Denne protokollen viser hvordan du bruker ultrarask ultralyd Doppler imaging for å kvantifisere blodstrømmene. Etter en 1 s lang oppkjøp, eksperimentereren har tilgang til en film av hele feltet av visning med aksial hastighet verdier for hver piksel hver ≈0,3 ms (avhengig av ultralyd tid for flyturen).

Abstract

Den pulserende Doppler effekten er den viktigste teknikken som brukes i klinisk echography for å vurdere blodstrømmen. Brukes med konvensjonell fokusert ultralyd Doppler moduser, har den flere grenser. For det første er det nødvendig med en finjustert signalfiltreringsoperasjon for å skille blodstrømmene fra omkringliggende bevegelige vev. For det andre må operatøren velge mellom å lokalisere blodstrømmene eller kvantifisere dem. I de siste to tiårene har ultralydavbildning gjennomgått et paradigmeskifte med fremveksten av ultrarask ultralyd ved hjelp av ufokuserte bølger. I tillegg til en hundredobling i bildefrekvens (opptil 10000 Hz), bryter denne nye teknikken også den konvensjonelle kvantifiseringen / lokaliseringsavveiningen, og tilbyr en fullstendig blodstrømkartlegging av synsfeltet og en samtidig tilgang til fine hastighetsmålinger på enkeltpikselnivå (ned til 50 μm). Denne datakontinuiteten i både romlige og timelige dimensjoner forbedrer sterkt vev/blodfiltreringsprosessen, noe som resulterer i en økt følsomhet for små blodstrømhastigheter (ned til 1 mm/s). I denne metoden papir, tar vi sikte på å introdusere begrepet ultrarask Doppler samt dens viktigste parametere. For det første oppsummerer vi de fysiske prinsippene for ufokusert bølgeavbildning. Deretter presenterer vi Doppler signalbehandling hovedtrinn. Spesielt forklarer vi den praktiske implementeringen av de kritiske vevs-/blodstrømsseparasjonsalgoritmene og om utvinning av hastigheter fra disse filtrerte dataene. Denne teoretiske beskrivelsen suppleres med in vitro-opplevelser. Et vev fantom innebygging en kanal med flytende blod-etterligne væske er avbildet med en forskning programmerbar ultralyd system. Et blodstrømbilde oppnås og strømningsegenskapene vises for flere piksler i kanalen. Til slutt foreslås en gjennomgang av in vivo-applikasjoner, som viser eksempler i flere organer som carotis, nyre, skjoldbruskkjertel, hjerne og hjerte.

Introduction

Ultralydavbildning er en av de mest brukte bildeteknikkene i klinisk praksis og forskningsaktiviteter. Kombinasjonen av ultralydbølgeutslipp i det biologiske vevet etterfulgt av opptak av de tilbakespekede ekkoene tillater rekonstruksjon av anatomiske bilder, den såkalte "B-Modus". Denne metoden er perfekt tilpasset for bløtvevsavbildning, for eksempel biologisk vev, som vanligvis tillater penetrasjon av ultralyd over flere centimeter, med en forplantningshastighet på ≈1540 m / s. Avhengig av ultralydsondens midtre frekvens oppnås bilder med en oppløsning fra 30 μm til 1 mm. Videre er det velkjent at bevegelsen til en akustisk kilde påvirker de fysiske egenskapene til de tilknyttede bølgene. Spesielt er koblingen mellom frekvensskiftene til en bølge i forhold til kildens hastighet beskrevet som Doppler-effekten¹, hvis enkleste manifestasjon er den skiftende sirenes tonehøyde av en bevegelig ambulanse. Ultralydavbildning har lenge brukt denne fysiske effekten til å observere de bevegelige røde^{blodlegemene 2}, og det foreslår en rekke bildemoduser som vanligvis er merket "Doppler imaging". Disse modusene muliggjør vurdering av blodstrømmer i svært forskjellige applikasjoner og organer, som hjerne, hjerte, nyre eller perifere arterier.

Bemerkelsesverdig, de fleste av de tilgjengelige ultralydsystemene er avhengige av samme teknologi, referert til som konvensjonell ultralyd. De underliggende prinsippene er følgende: en akustisk stråle insonifiserer synsfeltet og feies langs ultralydtransduseråpningen. For hver posisjon av strålen registreres ekkoene og konverteres til en linje av det endelige bildet. Ved å flytte strålen gradvis langs svingeren, kan hele synsfeltet avbildes linje per linje (figur 1, venstre panel). Denne strategien var godt tilpasset de elektriske begrensningene og datakraften som rådende frem til begynnelsen av det 21. Likevel har den flere ulemper. Blant disse er den endelige bildefrekvensen begrenset til noen få hundre bilder per sekund av stråleskanningsprosessen. Når det gjelder blodstrøm, påvirker dette relativt lave bildefrekvensen maksimal strømningshastighet som kan oppdages, som dikteres av prøvetakingskriteriene til Shannon-Nyquist³. Videre må konvensjonelle Doppler håndtere en kompleks avveining. For å vurdere blodstrømmen hastighet i en bestemt region av interesse (ROI), flere ekko som kommer fra at avkastningen må være suksessivt registrert. Dette innebærer at ultralydstrålen midlertidig opprettholdes i en fast stilling. Jo lenger ekkoensemblet er, desto bedre vil hastighetsestimeringen være for den avkastningen. Men for å produsere et komplett bilde av synsfeltet, må strålen skanne mediet. Derfor kan man føle konflikten mellom disse to begrensningene: holde strålen for å nøyaktig vurdere hastigheten langs en linje, eller flytte strålen for å produsere et bilde. De forskjellige konvensjonelle Doppler-modusene (det vil at Color Doppler eller Pulse Wave Doppler) reflekterer direkte denne avveiningen. Vanligvis produserer Color Doppler et lav-fidelity flytkart som brukes til å lokalisere^{fartøyene 4,}og Pulse Wave Doppler brukes deretter til å nøyaktig kvantifisere strømmen i et tidligere identifisert fartøy⁵.

Disse to begrensningene (lav bildefrekvens og lokalisering / kvantifisering avveining) overvinnes med svært høy-framerate nye teknikker. Blant disse kan den syntetiske blenderåpningen^{tilnærming 6} eller multiline overføringsteknikken bli sitert⁷. I denne studien fokuserer vi på den såkalte Ultrafast ultralydmetoden. Introdusert for to tiår siden^8,9,10, er denne metoden også avhengig av utslipp / mottak av ultralyd, men med et radikalt annet mønster. Faktisk, i stedet for å bruke en skannefokusert stråle, bruker ultrarask bildebehandling flybølge eller divergerende bølger, som er i stand til å insonifisere synsfeltet med ett enkelt utslipp. Etter det enkeltutslippet kan den tilknyttede elektronikken også motta og behandle det store antallet ekko som stammer fra hele synsfeltet. På slutten kan et bilde rekonstrueres fra et enkelt utslipps-/mottaksmønster¹¹ (Figur 1, høyre panel). Disse ufokuserte utslippene kan ha et lavt signal-til-støyforhold (SNR) på grunn av spredningen av akustisk energi. Dette kan håndteres ved å sende ut flere tittelplanbølger (eller divergerende bølger med forskjellige kilder) og ved å legge til de resulterende bildene. Denne metoden kalles "sammenhengende compounding"¹². To store konsekvenser oppstår. For det første avhenger bildefrekvensen bare av ultralydtiden for flyturen og kan nå typiske verdier fra 1 til 10 kHz. For det andre sikrer dette datakontinuiteten i både romlige og timelige dimensjoner, også referert til som spatiotemporal sammenheng. Den konvensjonelle lokalisering / kvantifisering avveining er dermed brutt. Denne kombinasjonen av en høy framerate og spatiotemporal sammenheng har en enorm innvirkning på evnen til å oppdage blodstrømmer med ultralyd. Sammenlignet med konvensjonell ultralyd gir ultrarask ultralyd full karakterisering av blodstrømmen³. Praktisk talt har brukeren tilgang til hastighetstidskurset i hver piksel av bildet, for hele oppkjøpet (vanligvis ≈1 s), med en tidsskala gitt av bildefrekvensen (vanligvis en bildefrekvens på 5 kHz for en temporal oppløsning på 200 μs). Denne høye framerate gjør metoden egnet for et bredt spekter av påføring som rask flyt i bevegelige organer som^{hjertekamre 13} eller myokardiet med koronar mikro-perfusjon¹⁴. Videre har det vist seg at dens spatiotemporale sammenheng sterkt forbedrer sin evne til å skille langsom blodstrøm fra bakgrunnsflytflyt, og dermed øke følsomheten for mikrovaskulær^{strømning 15}. Denne kapasiteten gir tilgang til mikrovaskulaturen i hjernen hos både dyr^{16 og} mennesker¹⁷.

Derfor er ultrarask ultralyd godt egnet til å bilde blodstrømmen i en rekke situasjoner. Det er begrenset til bløt biologisk vev og vil bli sterkt påvirket av tilstedeværelsen av harde grensesnitt som bein, eller gass hulrom som lungene. Justeringen av de fysiske parametrene til ultralydsekvensen gjør det mulig å studere både sakte (ned til 1 mm/s^11,16) og raske strømmer (opptil flere m/s). Det finnes en avveining mellom romlig oppløsning og dybden av penetrasjon. Vanligvis kan en oppløsning på 50 μm oppnås på bekostning av en penetrasjon rundt 5 mm. Omvendt kan penetrasjonen utvides til 15-20 cm på bekostning av en oppløsning på 1 mm. Det er verdt å bemerke at de fleste ultraraske skannere som den som brukes i denne artikkelen bare gir 2D-bilder.

Her foreslår vi en enkel protokoll for å introdusere konseptet Ultrafast Doppler imaging, ved hjelp av en programmerbar forskning ultralydskanner og Doppler fantom etterligne et fartøy (arterie eller vene) innebygd i biologisk vev.

Protocol

1. Doppler phantom forberedelse oppsett (Figur 2A)

1. Koble den peristaltiske pumpen, blod etterligne væskereservoaret, pulsdempingeren og Doppler-flytfantomet med plastrørene.
2. Velg kanalen med en diameter på 4 mm.
3. Programmer pumpen til å kaste ut 720 ml/min væske i 0,3 s og deretter kaste ut 50 ml/min i 0,7 s for å etterligne systole- og diastolehjertefasene
4. Kjør pumpen og rist forsiktig rørene for å utvise potensielle luftbobler.
   MERK: Operatøren kan velge en annen kanaldiameter og forskjellig pumpehastighet, men må sørge for at ultralydsekvensen er rask nok til å oppnå de raskeste strømningshastighetene. Eq. 3 presentert senere kan bidra til å designe sekvensen.

2. Ultrarask ultralyd skanner oppsett (Figur 2A)

1. Koble den ultraraske aktiverte forskningsskanneren til vertsdatamaskinen med PCI-hurtigkoblingen.
2. Bytt transduseradapteren på ultralydskanneren slik at den samsvarer med probekontakten, og koble deretter til sonden.
3. Kjør Matlab og aktiver ultralydskannerlisensen.
   MERK: Denne delen og følgende forutsetter implisitt bruk av et Verasonics Vantage-system.

3. Ultralyd sekvens programmering

1. Ved hjelp av eksemplene skript, designe en konvensjonell fokusert "B-Modus" (det vil si echography) sekvens som skal brukes til sonde posisjonering.
   1. Sett bildedybden til 50 mm.
   2. Sett brennvidden til 35 mm.
2. Ved hjelp av eksemplene skript, designe en ultrarask ultralydsekvens.
   1. Sett bildedybden til 50 mm.
   2. Program 3 skrånende flybølger på [-3,0,3] grad.
   3. Sett pulsrepetisjonsfrekvensen (PRF) til 12 kHz.
   4. Bruk 4 halvsykluser for ultralydbølgeformen, med en senterfrekvens avhengig av sonden som brukes. En senterfrekvens på 5,2 MHz antas her.
   5. Angi den totale varigheten til 1 s.

4. Probe posisjonering og datainnhenting

1. Påfør ultralydgel på sondens linse.
2. Plasser sonden på fantomet og start B-modus ultralydsekvensen.
3. Finn kanalen av interesse. Væsken ser mørkere ut enn det omkringliggende vevet. Plasser sonden i langsgående visning.
4. Vedlikehold sonden manuelt i interesseposisjonen.
5. Avslutt B-modus-sekvensen, og start skriptet for svært rask sekvensanskaffelse.

5. Bilde rekonstruksjon (Figur 2B)

1. Når sekvensen er over, lagrer du rådata (også kalt radiofrekvensdata, "RF").
2. Start bilderekonstruksjonsskriptet ved hjelp av ultralydsystemets standardprogramvare. På slutten av prosessen bør IQ-datamatrisen opprettes.
   MERK: Ultralydekkoene registreres på hvert element i sonden og for hvert utslipp/mottak, og lagres deretter i RF-datamatrisen. Bilderekonstruksjonen brukte riktig forsinkelseslov på hver kanal og resulterer i den såkalte "IQ" (In-Phase / Quadrature) matrisen. Den komplekse IQ-matrisen har tre dimensjoner: to for plass (bildedybde og bredde) og én for tid

6. Rotfiltrering (figur 2C)

MERK: For trinn 6-7, se Matlab-skriptet i tilleggsmaterialet.

1. Omforme 3D (space x space x time) IQ matrisen til en 2D (mellomrom x tid) Casorati matrise, kalt IQr.
2. Beregne entall verdi nedbrytning¹⁵ av IQr (Eq. 1).
   Eq. 1
3. Beregne den romlige likheten Matrix C ved hjelp av romlige entall vektorer U som beskrevet av Baranger et al.¹⁸ (II, D), og identifisere blod subspace grenser N.
4. Bruk denne cutoff N til å filtrere IQ-dataene som beskrevet i Demene et al.¹⁵ (II,C).

7. Målinger av flytvisualisering og hastighet (figur 2C)

1. Databehandlingskraft Doppler karter PD ved å integrere konvolutten til de filtrerte dataene IQ_t langs den timelige dimensjonen (Eq. 2). 3D-koordinatene z, x og t er henholdsvis dybde, bredde og temporal dimensjon, n_{t og} er antall rammer som er anskaffet.
   Eq. 2 (andre)
2. Vis PD-kartet i logaritmeskala. Hvis du vil angi det dynamiske området, beregner du gjennomsnittlig PD i et område utenfor kanalen og bruker denne verdien i dB som nedre grense for det dynamiske området. Et typisk dynamisk område er [-30, 0] dB.
3. Definer et sirkulært interesseområde (ROI) på bildet, som inneholder 1 til 30 piksler.
4. Gjennomsnittlig IQ_{f signal} over pikslene i den avkastningen, for å få en vektor av n_t tidspunkter.
5. Beregne og vise Doppler spektrogrammet av , ved hjelp av kvadratisk størrelse av Short-Time Fourier Transform (STFT).
   1. Sett STFT-vinduet til et 60-prøver Hann-vindu.
   2. Sett STFT-overlappingen til 90 % av vinduslengden.
6. Overlegg midtfrekvensen på hvert tidspunkt i spektrologrammet.
7. Omdyt frekvens f-verdiene til blodaksiale hastigheter v_z ved hjelp av Doppler-formelen (Eq. 3). c₀ er lydens hastighet i mediet og f_TW midtfrekvensen til den overførte ultralydbølgeformen (her 5,2 MHz).
   Eq. 3 (andre)

Representative Results

Kvaliteten på oppkjøpet og etterbehandlingen vurderes først ved visuell inspeksjon. Formen på kanalen må være tydelig synlig i kraften Doppler bildet, og vevsområdet må virke mørkt. Hvis strømsignalet Doppler ikke er begrenset til kanalen, kan det bety at enten rotfiltertrinnet gikk galt (SVD-terskelen er for lav), eller sonden opplevde en sterk bevegelse under oppkjøpet.

Etter visuell inspeksjon kan studien av spektrrammet inne i kanalen gi god informasjon om eksperimentets suksess eller fiasko. Spektrologrammet skal være ensidig (alle verdiene over eller under nuller). Hvis spektrologrammet er tosidig, finnes aliasing. I så fall er enten strømmen for rask, eller PRF er for lav.

Hvis disse kvalitetskriteriene er oppfylt, kan blodhastighetene trekkes ut fra hvilken som helst avkastning i bildet (figur 2C). Justering av størrelsen på avkastningen gir mer eller mindre snitt på signalene. Hastighetstidsforløpet for en gitt avkastning kan deretter brukes til flere analyser som beregning av resistivitetsindekser^19,veggskjær stressestimering²⁰, reaktiv hyperemi kvantifisering¹⁴ og mye mer^21,22.

Figur 3A-D viser omplasseringen av denne protokollen til ulike in vivo-applikasjoner. Spesielt viser det nyfødte hjerneoppkjøpet (figur 3B) fartøy med svært forskjellige strømningsegenskaper, fra små kortikale venler og arterioler til den store pericallosalarterien. Figur 3D illustrerer evnen til ultrarask Doppler å trekke ut blodstrømsignal i et sterkt bevegelig organ som myokardiet.

Figur 1: Konvensjonell og ultrarask ultralydavbildning. Legende: (Venstre) Konvensjonell bildebehandling med fokusert utslipp. (Høyre) Ultrarask bildebehandling med flybølgeutslipp. (tilpasset fra Villemain et al.²²). Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figur 2: Ultrarask Doppler-protokollarbeidsflyt. (A)Eksperimentelt oppsett, inkludert den ultraraske aktiverte skanneren og Doppler flow phantom. Det stiplede rektangelet på fantomet indikerer fotavtrykket til ultralydtransduseren. (B) Automatisert datainnsamlingskjede og etterbehandling utløst av et enkelt brukerknapptrykk. (C) (Topp) Ekstraksjon av blodstrømsignal og undertrykkelse av vev bakgrunnsstøy ("rotfilter") og visning av blodspektrrammet i enhver avkastning av synsfeltet. (Nederst) Spektrogram som viser blodhastighetsfordelingen i avkastningen på forskjellige tidspunkter. Gjennomsnittlig hastighet i avkastningen spores i stiplet grønn. Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figur 3: Power Doppler-bilder. Ultraraske Doppler oppkjøp på flere organer. (A)Voksen transplantert nyre, (B) Skytten visning av en menneskelig neonate hjerne, (C) Voksen skjoldbruskkjertel, (D) Intramural koronar vaskulatur i åpen bryst svin eksperimenter, (E) 3D retningsbestemt kraft Doppler av halspulsåren og halsvenen til en sunn frivillig (blå = synkende flyt, rød = stigende flyt). Flere spektrogrammer ekstraheres for ulike avkastnings- og avkastningsrammer. (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 hvert oppkjøp ble senterfrekvensen, antall vinkler, PRF og maksimal dybde innstilt i henhold til situasjonen. Det dynamiske området for panel A, B og C er henholdsvis -27, -35 og -30 dB. Det ble ikke gitt for panel D og E. Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Tilleggsmaterialer. Vennligst klikk her for å laste ned disse filene.

Discussion

Flere variasjoner er mulig rundt hovedrammen i denne protokollen.

Maskinvare bekymringer
Hvis brukeren leverer sin tilpassede vertsdatamaskin, må hovedkortet og datamaskinens sak ha et tilgjengelig PCI-ekspressspor. CPU-en må også ha nok PCIe-baner til å håndtere alle enhetene.

Valg av sonde
Ultralydsonden (også kalt transduser) er valgt i henhold til den romlige oppløsningen som trengs og til geometrien til synsfeltet. Jo høyere senterfrekvensen til sonden, desto bedre romlig oppløsning, men jo kortere bildedybde. Lineære, buede eller fasede arraysonder gir synsfelt av henholdsvis rektangulære, sirkulære sektor- og flat-top sektorformer.

Vinkelavhengighet
Ultrarask Doppler deler samme begrensning som konvensjonell Doppler angående avhengigheten av blodstrømsvinkelen. Faktisk tillater den underliggende Doppler-effekten bare påvisning av bevegelse i aksial retning, noe som betyr mot sondeoverflaten, eller bort fra sonden. Derfor måles bare de aksiale komponentene i blodspredernes hastighetsvektorer faktisk. Den sanne hastigheten kan gjenopprettes ved å manuelt indikere den lokale vinkelen på blodstrømmen med den vertikale aksen, men denne vinkelen kan ikke alltid vurderes riktig. I et ekstremt tilfelle hvor strømmen er perfekt ortogonal til den vertikale dybdeaksen, kan dopplereffekten ikke brukes til å måle blodhastigheten på en pålitelig måte. Mer avanserte teknikker kan måle flere projeksjoner av hastighetsvektorene på flere akser og kan til slutt rekonstruere den sanne hastighetsvektoren. Disse vinkeluavhengige tilnærmingene kalles vektorflytavbildning^8,9,10,24.

Aliasing
Protokollen som er beskrevet i dette manuskriptet har flere begrensninger. For det første sier Shannon-Nyquist prøvetakingsteoremet at den maksimale målbare frekvensen i det samplede signalet ikke kan overstige halvparten av bildefrekvensen. Med 3 vinkler og en PRF på 12 kHz er bildefrekvensen 4 kHz. Følgelig kan vi komme fra Eq. 3 at maksimal påvisbar aksial hastighet er 30 cm / s. Tatt i bruk vinkelen på kanalen i fantomet, gjør denne bildefrekvensen påvisning av strømning med hastigheter opp til 96 cm / s. Hastigheter over denne terskelen vises aliaset i Doppler-spektrologrammet. For det presenterte oppsettet var topphastighetene mellom 95 cm og 8 cm/s.

Optimalisering av rotfilter
Blodstrømvisualisering er sterkt avhengig av evnen til å skille blodsignalene fra den sakte bevegende vevsbakgrunnen. Avhengig av åndedrett eller sonografens håndbevegelse, kan vevet bevege seg med hastigheter som ligner på langsom blodstrøm. Derfor tar det såkalte "rotfilter" -stadiet sikte på å avbryte vevssignaler. Evnen til å oppdage langsomme blodstrømmer er bare avhengig av effektiviteten til dette rotfilterstadiet. Det har vist seg at bruk av spatiotemporal sammenheng av ultrarask ultralyd øker sterkt utfallet av disse filtrene. Entall verdi nedbrytningsfilter beskrevet av Demene et al.¹⁵ er mye brukt. Optimalisering av denne metoden¹⁸ eller mer komplekse algoritmer som høyordre SVD²⁵, hovedkomponentjakt²⁶, uavhengig komponentanalyse²⁷ eller annen lavgrads nedbrytning²⁸ kan forbedre kvaliteten på de filtrerte dataene. Det er verdt å nevne at i det presenterte in vitro-oppsettet er den eneste kilden til rot håndbevegelsen til operatøren. In vivo, mange andre faktorer som åndedrett og arteriell pulsatility er sannsynlig å indusere rot som er mer dominerende. I slike tilfeller blir det avanserte SVD-filteret som er beskrevet i denne protokollen, av stor betydning.

Spektrolog tolkning
Spektrogrammer er det vanligste verktøyet for å studere blodstrømegenskaper i både konvensjonell og ultrarask Doppler ultralyd. For hvert tidspunkt viser spektrologrammet i gråtoner hastighetsfordelingen i den vurderte avkastningen. Komplekse strømmer som ikke-laminær strømmer vil dermed naturlig utvide dette spekteret. Denne koblingen mellom spektral utvidelse og hastighetsdistribusjon er imidlertid bare sann til en viss grad. Det har blitt vist av flere studier at spektrogrammet bredde, også kaller spektral utvidelse, er faktisk knyttet til hastighetsfordelingen i avkastningen, men også til flere geometriske parametere av bildesystemet (array bredde, vinkler, etc)^29,30,31. Derfor, mens spektrogramet av en jevn laminær og homogen flyt skal være en tynn, flat linje, viser det i praksis en viss bredde som ikke gjenspeiler hastighetsfordelingen, men snarere geometrien til bildeoppsettet. Denne potensielle fallgruven kan føre til feil hastighetsmålinger. Det anbefales å vurdere gjennomsnittlig hastighet inne i avkastningen ( figur1C stiplet grønn linje) for å unngå disse effektene³².

3D-oppkjøp
Den nåværende protokollen ble realisert med en standard lineær array transduser, noe som resulterer i 2D-bilder. Likevel kan 3D-oppkjøp utføres, enten ved mekanisk skanning av mediet med en motorisert lineær sonde¹⁶, eller ved hjelp av radkolonnearrayer³³ eller matrisematriser³⁴. Ulempene med disse nye metodene er de høye databehandlingskostnadene og, for matrisesonder, behovet for bestemte skannere. Et eksempel på 3D-anskaffelse vises i figur 3E.

Sikkerhetsproblemer
Mesteparten av forskningen ultrarask ultralydskanner er ikke godkjent for klinisk bruk. Det er eksperimentererens ansvar å overholde standardene som råder i deres land, både når det gjelder elektrisk sikkerhet og akustisk produksjon. For sistnevnte må FDA-standardene³⁵ og IEC 62127-1 International Standard³⁶ vurderes.

Konklusjon
I dette papiret har vi foreslått en standardprotokoll for å bilde blodstrømmen med Ultrafast Doppler. Ved å øve på et kalibrert flytfantom, kan operatøren til slutt kontrollere nøyaktigheten av målingene sine. Protokollen gjør det mulig for brukeren å designe og utføre et ultrarask ultralydoppkjøp ved hjelp av planbølgesammensetning. Til syvende og sist er et rammeverk for etterbehandling beskrevet og gir det første verktøyet for å vise blodstrømprofilen i et hvilket som helst område av interesse for bildet.

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