Imágenes de flujo sanguíneo con Ultrafast Doppler

Resumen

Este protocolo muestra cómo aplicar imágenes doppler ultrarrápidas ultrarrápidas para cuantificar los flujos sanguíneos. Después de una adquisición larga de 1, el experimentador tiene acceso a una película del campo de visión completo con valores de velocidad axial para cada píxel cada ≈0,3 ms (dependiendo del tiempo de ultrasonido de vuelo).

Resumen

El efecto pulsed-Doppler es la principal técnica utilizada en la echografía clínica para evaluar el flujo sanguíneo. Aplicado con los modos doppler de ultrasonido enfocado convencional, tiene varios límites. En primer lugar, se necesita una operación de filtrado de señal finamente ajustada para distinguir los flujos sanguíneos de los tejidos en movimiento circundantes. En segundo lugar, el operador debe elegir entre localizar los flujos sanguíneos o cuantificarlos. En las últimas dos décadas, las imágenes por ultrasonido han experimentado un cambio de paradigma con la aparición de ultrasonido ultrarrápido utilizando ondas desenfocadas. Además de un aumento de cien veces en la velocidad de fotogramas (hasta 10000 Hz), esta nueva técnica también rompe el equilibrio convencional de cuantificación/localización, ofreciendo un mapeo completo del flujo sanguíneo del campo de visión y un acceso simultáneo a mediciones de velocidades finas en el nivel de un solo píxel (hasta 50 μm). Esta continuidad de datos en dimensiones espaciales y temporales mejora fuertemente el proceso de filtrado de tejido/sangre, lo que resulta en un aumento de la sensibilidad a velocidades de flujo sanguíneo pequeñas (hasta 1 mm/s). En este artículo de método, nuestro objetivo es introducir el concepto de ultrarrápido Doppler, así como sus principales parámetros. En primer lugar, resumimos los principios físicos de las imágenes de ondas desenfocadas. A continuación, presentamos los pasos principales de procesamiento de señal Doppler. En particular, explicamos la implementación práctica de los algoritmos críticos de separación de tejido/flujo sanguíneo y sobre la extracción de velocidades de estos datos filtrados. Esta descripción teórica se complementa con experiencias in vitro. Un fantasma tisú que incrusta un canal con fluido que imita la sangre se muestra con un sistema de ultrasonido programable de investigación. Se obtiene una imagen de flujo sanguíneo y las características de flujo se muestran durante varios píxeles en el canal. Por último, se propone una revisión de las aplicaciones in vivo, mostrando ejemplos en varios órganos como carótidos, riñón, tiroides, cerebro y corazón.

Introducción

La ecografía es una de las técnicas de diagnóstico por imágenes más utilizadas en la práctica clínica y las actividades de investigación. La combinación de emisión de ondas de ultrasonido en los tejidos biológicos seguida de la grabación de los ecos en la espalda permite la reconstrucción de imágenes anatómicas, el llamado "Modo B". Este método está perfectamente adaptado para imágenes de tejidos blandos, como los tejidos biológicos, que normalmente permiten la penetración de ultrasonido de más de varios centímetros, con una velocidad de propagación de ≈1540 m/s. Dependiendo de la frecuencia central de la sonda de ultrasonido, se obtienen imágenes con una resolución de 30 μm a 1 mm. Además, es bien sabido que el movimiento de una fuente acústica, afecta a las características físicas de las ondas asociadas. Particularmente, el vínculo entre los cambios de frecuencia de una onda en relación con la velocidad de su fuente se describe como el efecto Doppler¹, cuya manifestación más simple es el tono de la sirena cambiante de una ambulancia en movimiento. Las imágenes por ultrasonido han utilizado durante mucho tiempo este efecto físico para observar los glóbulos rojos en movimiento^2,y propone una variedad de modos de diagnóstico por imágenes comúnmente etiquetados como "Imágenes Doppler". Estos modos permiten evaluar los flujos sanguíneos en aplicaciones y órganos muy diferentes, como el cerebro, el corazón, los riñones o las arterias periféricas.

Notablemente, la mayoría de los sistemas de ultrasonido disponibles actualmente se basan en la misma tecnología, conocida como ultrasonido convencional. Los principios subyacentes son los siguientes: un haz acústico insinifica el campo de visión y se barre a lo largo de la abertura del transductor de ultrasonido. Para cada posición de la viga, los ecos se graban y se convierten en una línea de la imagen final. Al mover progresivamente el haz a lo largo del transductor, todo el campo de visión se puede crear imágenes línea por línea(Figura 1,panel izquierdo). Esta estrategia estuvo bien adaptada a las limitaciones eléctricas y a la potencia informática que prevaleció hasta principios del siglo XXI. Sin embargo, tiene varios inconvenientes. Entre ellos, la velocidad de fotogramas final se limita a unos pocos cientos de imágenes por segundo por el proceso de escaneo de haz. En términos de flujo sanguíneo, esta velocidad de fotogramas relativamente baja afecta a las velocidades máximas de flujo que se pueden detectar, lo cual está dictado por los criterios de muestreo de Shannon-Nyquist³. Además, doppler convencional debe hacer frente a una compensación compleja. Con el fin de evaluar la velocidad del flujo sanguíneo en una región de interés particular (ROI), varios ecos procedentes de ese ROI tienen que ser registrados sucesivamente. Esto implica que el haz de ultrasonido se mantiene temporalmente en una posición fija. Cuanto más largo sea el conjunto de eco, mejor será la estimación de velocidad para ese ROI. Sin embargo, para producir una imagen completa del campo de visión, la viga debe escanear el medio. Por lo tanto, se puede detectar el conflicto entre estas dos restricciones: mantener la viga para evaluar con precisión la velocidad a lo largo de una línea, o mover el haz para producir una imagen. Los diferentes modos Doppler convencionales (es decir, Color Doppler o Pulse Wave Doppler) reflejan directamente esta compensación. Normalmente, el Doppler de color produce un mapa de flujo de baja fidelidad utilizado para localizar los recipientes⁴, y el Doppler de onda de pulso se utiliza para cuantificar con precisión el flujo en un recipiente previamente identificado⁵.

Estas dos limitaciones (baja velocidad de fotogramas y compensación de localización/cuantificación) se superan con técnicas emergentes de cuadros muy altas. Entre ellos, el enfoque de apertura sintética⁶ o la técnica de transmisión multilínea se pueden citar^7. En este estudio, nos centramos en el llamado método de ultrasonido Ultrarrápido. Introducido hace dos décadas^8,9,10, este método también se basa en la emisión / recepción de ultrasonidos, pero con un patrón radicalmente diferente. De hecho, en lugar de utilizar un haz centrado en el escaneo, las imágenes ultrarrápidas utilizan ondas planas u ondas divergentes, que son capaces de insonificar el campo de visión con una sola emisión. Después de esa emisión única, la electrónica asociada también es capaz de recibir y procesar el gran número de ecos procedentes de todo el campo de visión. Al final, una imagen se puede reconstruir a partir de un único patrón de emisión/recepción¹¹ (Figura 1,panel derecho). Estas emisiones desenfocadas pueden tener una baja relación señal-ruido (SNR) debido a la propagación de la energía acústica. Esto se puede abordar emitiendo varias ondas planas tituladas (o ondas divergentes con diferentes fuentes) y añadiendo las imágenes resultantes. Este método se denomina "composición coherente"¹². Surgen dos consecuencias importantes. En primer lugar, la velocidad de fotogramas sólo depende del tiempo de ultrasonido del vuelo y puede alcanzar valores típicos de 1 a 10 kHz. En segundo lugar, esto garantiza la continuidad de los datos en dimensiones espaciales y temporales, también denominada coherencia espaciotemporal. Por lo tanto, se rompe la compensación convencional de localización/cuantificación. Esta combinación de una alta velocidad de fotogramas y coherencia espaciotemporal tiene un tremendo impacto en la capacidad de detectar flujos sanguíneos con ultrasonido. En comparación con el ultrasonido convencional, ultrarrápido proporciona caracterización completa del flujo sanguíneo^3. Prácticamente, el usuario tiene acceso al curso de tiempo de velocidad en cada píxel de la imagen, durante toda la duración de la adquisición (normalmente ≈1 s), con un escala de tiempo dado por la velocidad de fotogramas (normalmente, una velocidad de fotogramas de 5 kHz para una resolución temporal de 200 μs). Esta alta velocidad de fotogramas hace que el método sea adecuado para una amplia gama de aplicaciones como el flujo rápido en órganos móviles como cámaras cardíacas¹³ o miocardio con la microperfusión coronaria^14. Además, se ha demostrado que su coherencia espaciotemporal mejora fuertemente su capacidad para separar el flujo sanguíneo lento de los tejidos en movimiento de fondo, aumentando así la sensibilidad al flujo micro-vascular^15. Esta capacidad da acceso a la micro vasculatura del cerebro tanto en animales^{16 como} en humanos^17.

Por lo tanto, ultrasonido ultrarrápido es muy adecuado para el flujo sanguíneo de imagen en una variedad de situaciones. Se limita a los tejidos biológicos blandos y se verá fuertemente afectado por la presencia de interfaces duras como huesos, o cavidades de gas como el pulmón. La afinación de los parámetros físicos de la secuencia de ultrasonido permite el estudio de ambos lentos (hasta 1 mm/s^11,16)y flujos rápidos (hasta varios m/s). Existe una compensación entre la resolución espacial y la profundidad de penetración. Normalmente, se puede lograr una resolución de 50 μm a costa de una penetración de alrededor de 5 mm. Por el contrario, la penetración se puede ampliar a 15-20 cm a costa de una resolución de 1 mm. Vale la pena señalar que la mayoría de los escáneres ultrarrápidos como el utilizado en este artículo sólo proporcionan imágenes 2D.

Aquí, proponemos un protocolo simple para introducir el concepto de imágenes Ultrafast Doppler, utilizando un escáner de ultrasonido de investigación programable y un fantasma Doppler imitando un vaso (arteria o vena) incrustado en tejido biológico.

Protocolo

1. Configuración de preparación del fantasma Doppler (Figura 2A)

1. Conecte la bomba peristáltica, el depósito de líquido que imita la sangre, el amortiguador de pulsos y el fantasma de flujo Doppler con los tubos de plástico.
2. Elija el canal con un diámetro de 4 mm.
3. Programe la bomba para expulsar 720 ml/min de líquido durante 0,3 s y luego para expulsar 50 ml/min durante 0,7 s para imitar respectivamente las fases cardíacas de sistóle y diastole
4. Ejecute la bomba y agite suavemente las tuberías para expulsar posibles burbujas de aire.
   NOTA: El operador puede elegir un diámetro de canal diferente y una velocidad de bombeo diferente, pero tendrá que asegurarse de que la secuencia de ultrasonido sea lo suficientemente rápida como para adquirir las velocidades de flujo más rápidas. Eq. 3 presentado más tarde puede ayudar a diseñar la secuencia.

2. Configuración del escáner de ultrasonido Ultrarrápido (Figura 2A)

1. Conecte el escáner de investigación ultrarrápido al ordenador host con el enlace expreso PCI.
2. Cambie el adaptador del transductor en el escáner de ultrasonido para que coincida con el conector de la sonda y, a continuación, conecte la sonda.
3. Ejecute Matlab y active la licencia del escáner de ultrasonido.
   NOTA: Esta sección y lo siguiente asumen implícitamente el uso de un sistema Verasonics Vantage.

3. Programación de secuencias de ultrasonido

1. Utilizando los scripts de ejemplos, diseñe una secuencia de "Modo B" (es decir, echografía) enfocada convencional que se utilizará para el posicionamiento de la sonda.
   1. Ajuste la profundidad de imagen a 50 mm.
   2. Ajuste la profundidad focal a 35 mm.
2. Con los scripts de ejemplos, diseñe una secuencia de ultrarrápido ultrarrápida.
   1. Ajuste la profundidad de imagen a 50 mm.
   2. Programa 3 ondas planas inclinadas a [-3,0,3] grados.
   3. Ajuste la frecuencia de repetición del pulso (PRF) a 12 kHz.
   4. Utilice 4 medio ciclos para la forma de onda de ultrasonido, con una frecuencia central dependiendo de la sonda utilizada. Aquí se asume una frecuencia central de 5,2 MHz.
   5. Establezca la duración total en 1 s.

4. Posicionamiento de la sonda y adquisición de datos

1. Aplique gel de ultrasonido en la lente de la sonda.
2. Coloque la sonda en el fantasma y inicie la secuencia de ultrasonido del modo B.
3. Localice el canal de interés. El líquido parece más oscuro que el tejido circundante. Coloque la sonda en vista longitudinal.
4. Mantenga manualmente la sonda en la posición de interés.
5. Finalice la secuencia del modo B e inicie el script de adquisición de secuencia ultrarrápida.

5. Reconstrucción de imágenes (Figura 2B)

1. Una vez que la secuencia haya terminado, guarde los datos sin procesar (también llamados datos de radiofrecuencia, "RF").
2. Inicie el script de reconstrucción de imágenes utilizando el software predeterminado del sistema de ultrasonido. Al final del proceso, se debe crear la matriz de datos IQ.
   NOTA: Los ecos de ultrasonido se registran en cada elemento de la sonda y para cada emisión/recepción, luego se almacenan en la matriz de datos rf. La reconstrucción de imágenes aplicó la ley de retardo apropiada a cada canal y da como resultado la llamada matriz "IQ" (En fase/cuadratura). La compleja matriz IQ tiene tres dimensiones: dos para el espacio (profundidad y anchura de la imagen) y una para el tiempo

6. Filtrado de desorden (Figura 2C)

NOTA: Para los pasos 6-7, véase el script matlab proporcionado en el material suplementario.

1. Vuelva a formatear la matriz de cilindrado 3D (espacio x espacio x tiempo) en una matriz Casorati 2D (espacio x tiempo), denominada IQr.
2. Calcule la descomposición del valor singular¹⁵ de IQr (Eq. 1).
   Eq. 1
3. Calcule la Matriz de Similitud Espacial C utilizando los vectores singulares espaciales U descritos por Baranger et al.¹⁸ (II, D) e identifique los límites subespaciales sanguíneos N.
4. Utilice este límite N para filtrar los datos de CI como se describe en Demene et al.¹⁵ (II,C).

7. Visualización del flujo y mediciones de velocidad (Figura 2C)

1. Calcular la potencia Doppler map PD mediante la integración de la envolvente de los datos filtrados IQ_t a lo largo de la dimensión temporal (Eq. 2). Las coordenadas 3D z, x y t son respectivamente la profundidad, anchura y dimensión temporal, n_t y es el número de fotogramas adquiridos.
   Eq. 2
2. Muestre el mapa PD en escala logaritmo. Para establecer el rango dinámico, calcule el PD medio en una región fuera del canal y utilice este valor en dB como límite inferior del rango dinámico. Un rango dinámico típico es [-30, 0] dB.
3. Defina una región circular de interés (ROI) en la imagen, que contenga de 1 a 30 píxeles.
4. Promedia la señal IQ_f sobre los píxeles de ese ROI, para obtener un vector de n_t puntos de tiempo.
5. Calcule y muestre el espectrograma Doppler de , utilizando la magnitud cuadrada de la transformación fourier de tiempo corto (STFT).
   1. Establezca la ventana STFT en una ventana hann de 60 muestras.
   2. Establezca la superposición STFT en el 90% de la longitud de la ventana.
6. Superponga la frecuencia central en cada punto de tiempo del espectrograma.
7. Convierta los valores de frecuencia f en velocidades axiales de sangre v_z utilizando la fórmula Doppler (Eq. 3). c₀ es la velocidad del sonido en el medio y f_TW la frecuencia central de la forma de onda de ultrasonido transmitida (aquí 5,2 MHz).
   Eq. 3

Resultados

La calidad de la adquisición y el postprocesamiento se evalúan en primer lugar mediante inspección visual. La forma del canal debe ser claramente visible en la imagen de Doppler de potencia, y el área del tejido debe aparecer oscura. Si la señal Doppler de potencia no está restringida al canal, puede significar que el paso del filtro de desorden salió mal (el umbral SVD es demasiado bajo), o la sonda experimentó un movimiento fuerte durante la adquisición.

Después de la inspección v...

Discusión

Varias variaciones son posibles alrededor del marco principal de este protocolo.

Problemas de hardware
Si el usuario suministra su equipo host personalizado, la placa base y el caso del equipo deben tener una ranura PCI express disponible. La CPU también debe tener suficientes carriles PCIe para manejar todos los dispositivos.

Selección de sondas
La sonda de ultrasonido (también denominada transductor) se elige de acuerdo c...

Materiales

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