Authors
Contact Us

Sign In

A subscription to JoVE is required to view this content. Sign in or start your free trial.

In This Article

  • Summary
  • Abstract
  • Introduction
  • Protocol
  • النتائج
  • Discussion
  • Disclosures
  • Acknowledgements
  • Materials
  • References
  • Reprints and Permissions

Summary

هذا البروتوكول يوضح كيفية تطبيق التصوير فائق السرعة دوبلر الموجات فوق الصوتية لتحديد كمية تدفق الدم. بعد 1 ق اقتناء طويلة ، والمجرب لديه إمكانية الوصول إلى فيلم من حقل كامل من عرض مع قيم السرعة المحورية لكل بكسل كل ≈0.3 مللي ثانية (اعتمادا على وقت الموجات فوق الصوتية من الطيران).

Abstract

تأثير دوبلر النبض هو الأسلوب الرئيسي المستخدم في التصوير الإشوغرافي السريري لتقييم تدفق الدم. تطبيقها مع وسائط دوبلر الموجات فوق الصوتية التقليدية المركزة، لديها عدة حدود. أولاً، هناك حاجة إلى عملية تصفية إشارة ضبطها بدقة للتمييز بين تدفق الدم من الأنسجة المتحركة المحيطة. ثانياً، يجب على المشغل أن يختار بين توطين تدفق الدم أو قياسه كمياً. في العقدين الماضيين ، خضع التصوير بالموجات فوق الصوتية لتحول نموذجي مع ظهور الموجات فوق الصوتية فائقة السرعة باستخدام موجات غير مركزة. بالإضافة إلى زيادة مائة ضعف في معدل الإطار (حتى 10000 هرتز) ، هذه التقنية الجديدة تكسر أيضًا المفاضلة التقليدية بين القياس الكمي / التوطين ، مما يوفر رسم خرائط كاملة لتدفق الدم في مجال الرؤية والوصول المتزامن إلى قياسات السرعات الدقيقة على مستوى بكسل واحد (وصولاً إلى 50 ميكرومتر). هذه استمرارية البيانات في كل من البعدين المكاني والزماني يحسن بقوة عملية تصفية الأنسجة/ الدم، مما يؤدي إلى زيادة الحساسية لسرعات تدفق الدم الصغيرة (وصولاً إلى 1 مم/س). في هذه الطريقة ورقة، ونحن نهدف إلى إدخال مفهوم دوبلر فائقة السرعة، فضلا عن المعلمات الرئيسية. أولا ، نحن تلخيص المبادئ الفيزيائية للتصوير موجة غير مركزة. ثم نقدم الخطوات الرئيسية لمعالجة إشارة دوبلر. على وجه الخصوص، نحن شرح التنفيذ العملي للخوارزميات الحيوية الأنسجة /تدفق الدم وفصل على استخراج السرعات من هذه البيانات المصفاة. ويكمل هذا الوصف النظري من خلال التجارب في المختبر. يتم تصوير شبح الأنسجة التي تضم قناة مع تدفق السوائل التي تحاكي الدم مع نظام الموجات فوق الصوتية للبرمجة البحثية. يتم الحصول على صورة تدفق الدم ويتم عرض خصائص التدفق لعدة بيكسلات في القناة. وأخيرا، يقترح استعراض في تطبيقات الجسم الحي، وتظهر أمثلة في العديد من الأجهزة مثل السباتي والكلى والغدة الدرقية والدماغ والقلب.

Introduction

التصوير بالموجات فوق الصوتية هو واحد من تقنيات التصوير الأكثر استخداما في الممارسة السريرية والأنشطة البحثية. الجمع بين الموجات فوق الصوتية الانبعاثات في الأنسجة البيولوجية تليها تسجيل أصداء backscattered يسمح بإعادة بناء الصور التشريحية، ما يسمى "ب-واسطة". هذه الطريقة مكيفة تماما للتصوير الأنسجة الرخوة، مثل الأنسجة البيولوجية، والتي تسمح عادة باختراق الموجات فوق الصوتية على عدة سنتيمترات، مع سرعة انتشار ≈1540 م / الثانية. اعتمادا على تردد مركز مسبار الموجات فوق الصوتية، يتم الحصول على الصور مع قرار من 30 μm إلى 1 مم. وعلاوة على ذلك، فمن المعروف جيدا أن حركة مصدر الصوتية، يؤثر على الخصائص الفيزيائية للموجات المرتبطة بها. على وجه الخصوص، يتم وصف الصلة بين التحولات تردد موجة نسبة إلى سرعة مصدرها كما تأثيردوبلر 1، الذي هو أبسط مظهر من مظاهر الملعب صفارات الإنذار المتغيرة من سيارة إسعاف متحركة. وقد استخدمت التصوير بالموجات فوق الصوتية منذ فترة طويلة هذا التأثير المادي لمراقبة تتحرك خلايا الدم الحمراء2، ويقترح مجموعة متنوعة من صيغ التصوير التي تحمل اسم "دوبلر التصوير". هذه الأوضاع تمكن من تقييم تدفق الدم في تطبيقات مختلفة جدا والأعضاء، مثل الدماغ والقلب والكلى أو الشرايين الطرفية.

ومن اللافت للنظر أن معظم أنظمة الموجات فوق الصوتية المتاحة حالياً تعتمد على نفس التكنولوجيا، التي يشار إليها بالموجات فوق الصوتية التقليدية. المبادئ الأساسية هي التالية: شعاع صوتي insonifies مجال الرؤية وكتسح على طول فتحة محول الموجات فوق الصوتية. لكل موضع من الحزمة، يتم تسجيل أصداء وتحويلها إلى خط من الصورة النهائية. عن طريق تحريك تدريجيا شعاع على طول محول، يمكن أن يكون المجال كله من عرض صورة خط في خط(الشكل 1، لوحة اليسار). وقد تم تكييف هذه الاستراتيجية بشكل جيد مع القيود الكهربائية والقوة الحاسوبية السائدة حتى بداية القرن الحادي والعشرين. ومع ذلك، فإنه يحتوي على العديد من العيوب. من بين هذه، يقتصر معدل الإطار النهائي على بضع مئات من الصور في الثانية من خلال عملية المسح شعاع. ومن حيث تدفق الدم، يؤثر هذا معدل الإطار المنخفض نسبيا على سرعات التدفق القصوى التي يمكن اكتشافها، وهو ما تمليه معايير أخذ العينات لـ Shannon-Nyquist3. وعلاوة على ذلك، يجب على دوبلر التقليدية التعامل مع مقايضة معقدة. من أجل تقييم سرعة تدفق الدم في منطقة معينة من الفائدة (ROI)، عدة أصداء قادمة من أن العائد على الاستثمار يجب أن تسجل على التوالي. وهذا يعني أن يتم الاحتفاظ مؤقتا شعاع الموجات فوق الصوتية في موقف ثابت. كلما طالت فرقة الصدى ، كلما كان تقدير السرعة أفضل لذلك ROI. ومع ذلك ، لإنتاج صورة كاملة عن مجال الرؤية ، يجب أن يقوم الشعاع بمسح الوسيلة. لذلك، يمكن للمرء أن يشعر الصراع بين هذين القيدين: عقد شعاع لتقييم السرعة بدقة على طول خط واحد، أو تحريك شعاع لإنتاج صورة. وسائط دوبلر التقليدية المختلفة (أي دوبلر اللون أو نبض الموجة دوبلر) تعكس مباشرة هذه المقايضة. عادة، ينتج Color Doppler خريطة تدفق منخفضة الدقة تستخدم لتوطين السفن4، ثم يتم استخدام نبض موجة دوبلر لتحديد كمية دقيقة من التدفق في سفينة5تم تحديدها سابقا.

يتم التغلب على هذين القيدين (انخفاض معدل الإطارات والمفاضلة التعريب / القياس الكمي) باستخدام تقنيات ناشئة عالية جداً. ومن بين هذه، يمكن ذكر نهج الفتحة الاصطناعية6 أو تقنية الإرسال المتعدد الأسطر7. في هذه الدراسة، ونحن نركز على ما يسمى طريقة الموجات فوق السرعة الموجات فوق الصوتية. قدم عقدين من الزمن8،9،10، وهذا الأسلوب يعتمد أيضا على الانبعاثات / استقبال الموجات فوق الصوتية ، ولكن مع نمط مختلف جذريا. في الواقع ، بدلا من استخدام شعاع المسح الضوئي المركزة ، والتصوير فائق السرعة يستخدم موجة الطائرة أو موجات متباينة ، والتي هي قادرة على insonify مجال الرؤية مع انبعاث واحد. بعد أن الانبعاثات الفردية ، والالكترونيات المرتبطة أيضا قادرة على استقبال ومعالجة عدد كبير من أصداء من مصدرها مجال كامل من الرأي. في النهاية، يمكن إعادة بناء صورة من نمط واحد للانبعاثات / الاستقبال11 (الشكل 1، اللوحة اليمنى). ويمكن أن يكون لهذه الانبعاثات غير البؤرية نسبة إشارة منخفضة إلى الضوضاء (SNR) بسبب انتشار الطاقة الصوتية. ويمكن معالجة ذلك عن طريق انبعاث عدة موجات طائرة بعنوان (أو موجات متباعدة مع مصادر مختلفة) وإضافة الصور الناتجة. هذا الأسلوب يسمى "مركب متماسك"12. وتنشأ نتيجتان رئيسيتان. أولاً، يعتمد معدل الإطار فقط على وقت الموجات فوق الصوتية للرحلة ويمكن أن يصل إلى القيم النموذجية من 1 إلى 10 كيلوهرتز. ثانيا، يضمن ذلك استمرارية البيانات في البعدين المكاني والزماني على حد سواء، ويشار إليها أيضا بالاتساق الزماني الزماني. وبالتالي فإن التعريب التقليدي /مفاضلة القياس الكمي مكسورة. هذا المزيج من معدل الإطارات العالية والاتساق الورطي الزماني له تأثير هائل على القدرة على الكشف عن تدفقات الدم بالموجات فوق الصوتية. بالمقارنة مع الموجات فوق الصوتية التقليدية، الموجات فوق السرعة يوفر توصيف كامل لتدفق الدم3. عمليا، المستخدم لديه الوصول إلى مسار السرعة الزمنية في كل بكسل من الصورة، طوال مدة الاقتناء (عادة ≈1 s)، مع مقياس زمني معين من قبل معدل الإطار (عادة، معدل الإطار من 5 كيلو هرتز لدقة زمنية من 200 ميكروغرام). هذا framerate عالية يجعل الأسلوب مناسبة لمجموعة واسعة من التطبيق مثل التدفق السريع في الأجهزة المتحركة مثل غرف القلب13 أو عضلة القلب مع التاجية الدقيقة perfusion14. وعلاوة على ذلك، فقد تبين أن الاتساق الزماني لديها يحسن بقوة قدرته على فصل تدفق الدم البطيء من الأنسجة المتحركة الخلفية، وبالتالي زيادة الحساسية لتدفق الأوعية الدموية الدقيقة15. هذه القدرة تتيح الوصول إلى الأوعية الدموية الدقيقة في الدماغ في كل من الحيوانات16 والبشر17.

وبالتالي ، الموجات فوق الصوتية فائقة السرعة مناسبة تماما لتدفق الدم صورة في مجموعة متنوعة من الحالات. يقتصر على الأنسجة البيولوجية الرخوة وسيتأثر بشدة بوجود واجهات صلبة مثل العظام أو تجويف الغاز مثل الرئة. ضبط المعلمات المادية للتسلسل الموجات فوق الصوتية يسمح لدراسة كل من بطيئة (وصولا الى 1 مم / ق11،16) والتدفقات السريعة (تصل إلى عدة م / س). يوجد مفاضلة بين الدقة المكانية وعمق الاختراق. عادة، يمكن تحقيق دقة 50 ميكرومتر على حساب الاختراق حوالي 5 ملم. وعلى العكس من ذلك، يمكن تمديد الاختراق إلى 15-20 سم بتكلفة دقة 1 ملم. ومن الجدير بالذكر أن معظم الماسحات الضوئية فائقة السرعة مثل تلك المستخدمة في هذه المقالة توفر فقط صور 2D.

هنا ، نقترح بروتوكولًا بسيطًا لإدخال مفهوم تصوير دوبلر فائق السرعة ، باستخدام ماسح ضوئي بالموجات فوق الصوتية للأبحاث القابلة للبرمجة ودوبلر الوهمي يحاكي وعاءً (الشريان أو الوريد) مضمنًا في الأنسجة البيولوجية.

Protocol

1. دوبلر إعداد إعداد الوهمية(الشكل 2A)

  1. قم بتوصيل المضخة ال peristaltic، والدم يحاكي خزان السوائل، ومثبط النبض ودوبلر تدفق الوهمية مع أنابيب بلاستيكية.
  2. اختيار القناة مع قطرها 4 ملم.
  3. قم ببرمجة المضخة لإخراج 720 مل/دقيقة من السوائل لمدة 0.3 ث ثم إخراج 50 مل/دقيقة لمدة 0.7 ث لمحاكاة مراحل القلب من السيستول وdiastole على التوالي
  4. تشغيل المضخة وتهز بلطف الأنابيب لطرد فقاعات الهواء المحتملة.
    ملاحظة: يمكن للمشغل اختيار قطر قناة مختلفة ومعدل مضخة مختلفة ولكن سيكون للتأكد من أن تسلسل الموجات فوق الصوتية سريع بما يكفي للحصول على أسرع سرعات التدفق. Eq. 3 في وقت لاحق يمكن أن تساعد على تصميم تسلسل.

2. فائقة فائقة إعداد الماسح الضوئي الموجات فوق الصوتية(الشكل 2A)

  1. قم بتوصيل ماسح بحث فائق السرعة بالكمبيوتر المضيف مع ارتباط PCI Express.
  2. تغيير محول محول على الماسح الضوئي الموجات فوق الصوتية لتتناسب مع موصل التحقيق، ثم توصيل المسبار.
  3. تشغيل Matlab وتفعيل رخصة الماسح الضوئي بالموجات فوق الصوتية.
    ملاحظة: هذا المقطع و التالي ضمناً يفترض استخدام نظام Vantage فيراسونيكس.

3. برمجة تسلسل الموجات فوق الصوتية

  1. باستخدام الأمثلة النصية ، وتصميم التقليدية ركزت "ب وضع" (أي echography) التسلسل الذي سيتم استخدامه لتحديد المواقع التحقيق.
    1. تعيين عمق التصوير إلى 50 ملم.
    2. تعيين عمق بؤري إلى 35 ملم.
  2. باستخدام الأمثلة النصية ، وتصميم تسلسل الموجات فوق الصوتية فائقة السرعة.
    1. تعيين عمق التصوير إلى 50 ملم.
    2. البرنامج 3 مائلة الطائرة موجات في [-3،0،3] درجة.
    3. تعيين تكرار النبض (PRF) إلى 12 كيلو هرتز.
    4. استخدام 4 نصف دورات لالموجات فوق الصوتية، مع تردد مركز اعتمادا على المسبار المستخدمة. ويفترض أن التردد المركزي من 5.2 ميغاهيرتز هنا.
    5. تعيين المدة الإجمالية إلى 1 s.

4. التحقيق تحديد المواقع والبيانات احتياز

  1. تطبيق هلام الموجات فوق الصوتية على عدسة المسبار.
  2. ضع المسبار على الشبح وأطلق تسلسل الموجات فوق الصوتية ب-الوضع.
  3. حدد موقع قناة الاهتمام. يبدو السائل أغمق من الأنسجة المحيطة. ضع المسبار في منظر طولي.
  4. الحفاظ يدويا على التحقيق في موقف الفائدة.
  5. إنهاء تسلسل وضع B ثم تشغيل البرنامج النصي اقتناء تسلسل فائق السرعة.

5. إعادة بناء الصورة (الشكل 2B)

  1. بمجرد انتهاء التسلسل، احفظ البيانات الأولية (تسمى أيضًا بيانات الترددات الراديوية، "RF").
  2. إطلاق برنامج إعادة بناء الصورة باستخدام برنامج نظام الموجات فوق الصوتية الافتراضي. في نهاية العملية، ينبغي إنشاء مصفوفة بيانات IQ.
    ملاحظة: يتم تسجيل أصداء الموجات فوق الصوتية على كل عنصر من عناصر المسبار ولكل انبعاث/استقبال، ثم يتم تخزينها في مصفوفة بيانات الترددات اللاسلكية. طبّق إعادة بناء الصورة قانون التأخير المناسب على كل قناة وينتج عنه ما يسمى بمصفوفة "IQ" (في المرحلة/Quadrature). مصفوفة الذكاء المعقدة لها ثلاثة أبعاد: اثنان للمساحة (عمق الصورة وعرضها) وواحد للوقت

6. فوضى الترشيح (الشكل 2C)

ملاحظة: للحصول على الخطوات 6-7، راجع النص Matlab المتوفر في المواد التكميلية.

  1. إعادة تشكيل مصفوفة 3D (الفضاء x الفضاء × الوقت) IQ في مصفوفة 2D (الفضاء × الوقت) Casorati، واسمه IQr.
  2. حساب القيمة المفردة التحلل15 من IQr (Eq. 1).
    figure-protocol-3403 Eq. 1
  3. احسب مصفوفة التشابه المكاني C باستخدام المتجهات المفردة المكانية U كما وصفها Baranger وآخرون18 (II, D)، وتحديد حدود الفضاء الفرعي للدم N.
  4. استخدم هذا الانقطاع N لتصفية بيانات IQ كما هو موضح في Demene et al.15 (II, C).

7. تدفق التصور وقياسات السرعة (الشكل 2C)

  1. حساب قوة دوبلر خريطة PD عن طريق دمج المغلف من البيانات المصفاة IQt على طول البعد الزمني (Eq. 2). إحداثيات 3D ض و x و t هي على التوالي العمق والعرض والبعد الزمني، nt وهو عدد الإطارات المكتسبة.
    figure-protocol-4132 Eq. 2
  2. عرض خريطة PD في مقياس لوغاريتم. لتعيين النطاق الديناميكي، حساب متوسط PD في منطقة خارج القناة واستخدام هذه القيمة في dB كأدنى نطاق للنطاق الديناميكي. المدى الديناميكي النموذجي هو [-30، 0] ديسيبل.
  3. حدد منطقة دائرية ذات أهمية (ROI) على الصورة، تحتوي على 1 إلى 30 بكسل.
  4. متوسط IQو إشارة على بكسل من أن العائد على الاستثمار ، للحصول على متجه figure-protocol-4602 من نقاطnر الوقت.
  5. احسب وعرض الطيف الدوبلر من figure-protocol-4755 ، باستخدام حجم مربع من تحويل فورييه قصيرة الوقت (STFT).
    1. تعيين إطار STFT إلى إطار هان 60 عينات.
    2. تعيين تراكب STFT إلى 90٪ طول الإطار.
  6. تراكب تردد الوسط في كل نقطة زمنية من الطيف.
  7. تحويل قيم التردد f إلى سرعات محورية للدم vz باستخدام صيغة دوبلر (Eq. 3). ج0 هو سرعة الصوت في المتوسط و و TW تردد مركز الموجات فوق الصوتية التي تنتقل (هنا 5.2 ميغاهيرتز).
    figure-protocol-5313 Eq. 3

النتائج

يتم أولا تقييم جودة الاقتناء والمعالجة اللاحقة عن طريق الفحص البصري. يجب أن يكون شكل القناة مرئية بوضوح في صورة دوبلر السلطة، ويجب أن تظهر منطقة الأنسجة الظلام. إذا لم يقتصر إشارة دوبلر السلطة إلى القناة، فإنه يمكن أن يعني إما أن خطوة مرشح فوضى ذهب الخطأ (عتبة SVD منخفضة جدا)، أو التحقيق شهدت...

Discussion

يمكن إجراء عدة اختلافات حول الإطار الرئيسي لهذا البروتوكول.

مخاوف الأجهزة
إذا كان المستخدم يوفر الكمبيوتر المضيف المخصص الخاص به، يجب أن يكون لدى اللوحة الأم وحالة الكمبيوتر فتحة PCI Express متوفرة. يجب أن يكون لدى وحدة المعالجة المركزية أيضاً ممرات PCIe كافية للتعامل ...

Disclosures

لا تضارب في المصالح

Acknowledgements

نود أن نشكر شريا شاه على تدقيقها ونصائحها.

Materials

NameCompanyCatalog NumberComments
Blood-mimicking fluidCIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA069DTF
Doppler flow phantomCIRS Inc, Norfolk, Virginia, USAATS523A
MatlabMathWorks, Natick, Massachusetts, United States
Peristaltic pump / Doppler flow pumpCIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA769Include tubings and pulse dampener
Transducer adpterVerasonics, Kirkland, Washington, USAUTA 408-GE
Ultrafast ultrasound research scannerVerasonics, Kirkland, Washington, USAVantage 256
Ultrasound probe/transducerGE HealthcareGE 9L-D

References

  1. Doppler, C. . Ueber das farbige Licht der Doppelsterne und einiger anderer Gestirne des Himmels. , (2020).
  2. 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).
  3. 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).
  4. Evans, D. H., Jensen, J. A., Nielsen, M. B. Ultrasonic colour Doppler imaging. Interface Focus. 1 (4), 490-502 (2011).
  5. 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).
  6. Jensen, J. A., Nikolov, S. I., Gammelmark, K. L., Pedersen, M. H. Synthetic aperture ultrasound imaging. Ultrasonics. 44, (2006).
  7. 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).
  8. 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).
  9. 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).
  10. 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), 471-477 (2009).
  11. Tanter, M., Fink, M. Ultrafast imaging in biomedical ultrasound. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 61 (1), 102-119 (2014).
  12. 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).
  13. Papadacci, C., Pernot, M., Couade, M., Fink, M., Tanter, M. High-contrast ultrafast imaging of the heart. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 61 (2), 288-301 (2014).
  14. Maresca, D., et al. Noninvasive Imaging of the Coronary Vasculature Using Ultrafast Ultrasound. JACC: Cardiovascular Imaging. 11 (6), 798-808 (2018).
  15. 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).
  16. Demené, C., et al. 4D microvascular imaging based on ultrafast Doppler tomography. NeuroImage. 127, 472-483 (2016).
  17. 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).
  18. 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).
  19. 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).
  20. 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).
  21. Demené, C., Mairesse, J., Baranger, J., Tanter, M., Baud, O. Ultrafast Doppler for neonatal brain imaging. NeuroImage. 185, 851-856 (2019).
  22. Villemain, O., et al. Ultrafast Ultrasound Imaging in Pediatric and Adult Cardiology. JACC: Cardiovascular Imaging. , (2019).
  23. 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).
  24. 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).
  25. 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).
  26. Chau, G., Li, Y. L., Jakovljevic, M., Dahl, J., Rodr, P. . Wall Clutter Removal in Doppler Ultrasound using Principal Component Pursuit. , (2018).
  27. 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).
  28. 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).
  29. 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).
  30. 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).
  31. 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).
  32. 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).
  33. 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).
  34. 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).
  35. 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. , (2008).
  36. I, IEC 62127-1 - Measurement and characterization of medical ultrasonic fields up to 40 MHz. IEC. , 61010-61011 (2013).

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Explore More Articles

164

This article has been published

Video Coming Soon

JoVE Logo

Privacy

Terms of Use

Policies

Contact Us

Recommend to library

JoVE NEWSLETTERS

Research

Education

Authors

Librarians

ABOUT JoVE

Copyright © 2025 MyJoVE Corporation. All rights reserved