Gostaríamos de agradecer a Shreya Shah por sua revisão e conselhos.

1. Configuração de preparação fantasma doppler(Figura 2A)
<ol><li>Conecte a bomba peristáltica, o sangue imitando o reservatório de fluidos, o amortecedor de pulso e o fantasma de fluxo Doppler com os tubos de plástico.</li>
	<li>Escolha o canal com um diâmetro de 4 mm.</li>
	<li>Programe a bomba para ejetar 720 mL/min de fluido para 0,3 s e, em seguida, ejetar 50 mL/min por 0,7 s para respectivamente imitar as fases cardíacas de sístole e diastole</li>
	<li>Execute a bomba e agite suavemente os tubos para expelir possíveis bolhas de ar. NOTA: O operador pode escolher um diâmetro diferente do canal e uma taxa de bomba diferente, mas terá que garantir que a sequência de ultrassom seja rápida o suficiente para adquirir as velocidades de fluxo mais rápidas. Eq. 3 apresentado mais tarde pode ajudar a projetar a sequência.</li>
</ol>2. Configuração do scanner de ultrassom ultrarrápido(Figura 2A)
<ol><li>Conecte o scanner de pesquisa habilitado para ultrarrápido ao computador host com o link expresso PCI.</li>
	<li>Altere o adaptador transdutor no scanner de ultrassom para combinar com o conector da sonda e conecte a sonda.</li>
	<li>Execute Matlab e ative a licença do scanner de ultrassom. NOTA: Esta seção e as seguintes presumem implicitamente o uso de um sistema Verasonics Vantage.</li>
</ol>3. Programação de sequência de ultrassom
<ol><li>Usando os scripts exemplos, projete uma sequência convencional focada no "Modo B" (ou seja, ecografia) que será usada para posicionamento do teste.<ol>
<li>Ajuste a profundidade de imagem para 50 mm.</li>
		<li>Ajuste a profundidade focal para 35 mm.</li>
	</ol>
</li>
	<li>Usando os scripts de exemplos, projete uma sequência de ultrassom ultrarrápida.<ol>
<li>Ajuste a profundidade de imagem para 50 mm.</li>
		<li>Programa 3 ondas de plano inclinadas a [-3,0,3] grau.</li>
		<li>Defina a frequência de repetição de pulso (PRF) para 12 kHz.</li>
		<li>Use 4 meio-ciclos para a forma de onda de ultrassom, com uma frequência central dependendo da sonda utilizada. Uma frequência central de 5,2 MHz é assumida aqui.</li>
		<li>Defina a duração total para 1 s.</li>
	</ol>
</li>
</ol>4. Posicionamento da sonda e aquisição de dados
<ol><li>Aplique gel de ultrassom na lente da sonda.</li>
	<li>Coloque a sonda no fantasma e inicie a sequência de ultrassom do Modo B.</li>
	<li>Localize o canal de interesse. O fluido parece mais escuro que o tecido circundante. Coloque a sonda na visão longitudinal.</li>
	<li>Mantenha manualmente a sonda na posição de interesse.</li>
	<li>Termine a sequência do Modo B e inicie o script de aquisição de sequência ultrarrápida.</li>
</ol>5. Reconstrução de imagem(Figura 2B)
<ol><li>Uma vez que a sequência acabou, salve os dados brutos (também chamados dados de Radiofrequência, "RF").</li>
	<li>Inicie o script de reconstrução de imagem usando o software padrão do sistema de ultrassom. No final do processo, a matriz de dados de QI deve ser criada. NOTA: Os ecos de ultrassom são registrados em cada elemento da sonda e para cada emissão/recepção, então armazenados na matriz de dados RF. A reconstrução da imagem aplicou a lei de atraso adequada a cada canal e resulta na matriz chamada "QI" (Em Fase/Quadratura). A complexa matriz de QI tem três dimensões: duas para espaço (profundidade e largura de imagem) e uma para o tempo</li>
</ol>6. Filtragem dedesordem (Figura 2C)
NOTA: Para as etapas 6-7, consulte o script Matlab fornecido no Material Suplementar.
<ol><li>Remodele a matriz de QI 3D (espaço x espaço x tempo) em uma matriz 2D (espaço x tempo) Casorati, chamada IQr.</li>
	<li>Calcular a decomposição de valor singular15 de QI (Eq. 1). <img alt="Equation 1" src="/files/ftp_upload/61838/61838equ01v3.jpg"> Eq. 1</li>
	<li>Calcule a Matriz de Similaridade Espacial C usando os vetores espaciais singulares U, conforme descrito por Baranger et al.18 (II, D), e identifique os limites do subespacial do sangue N.</li>
	<li>Use este N de corte para filtrar os dados de QI descritos em Demene et al.15 (II,C).</li>
</ol>7. Visualização de fluxo e medições de velocidade(Figura 2C)
<ol><li>Poder computacional Doppler mapeia PD integrando o envelope do QIde dados filtradoao longo da dimensão temporal (Eq. 2). As coordenadas 3D z, x e t são, respectivamente, a profundidade, largura e dimensão temporal, nt e é o número de quadros adquiridos. <img alt="Equation 2" src="/files/ftp_upload/61838/61838equ02v5.jpg"> Eq. 2</li>
	<li>Exibir o mapa PD na escala de logaritmo. Para definir o intervalo dinâmico, calcule a DP média em uma região fora do canal e use esse valor em dB como o limite inferior da faixa dinâmica. Um alcance dinâmico típico é [-30, 0] dB.</li>
	<li>Defina uma região circular de interesse (ROI) na imagem, contendo de 1 a 30 pixels.</li>
	<li>Média do sinal de QIf sobre os pixels desse ROI, para obter um vetor de pontos de <img alt="Equation 3" src="/files/ftp_upload/61838/61838equ03v2.jpg"> tempo nt.</li>
	<li>Calcular e exibir o espectrograma Doppler de <img alt="Equation 4" src="/files/ftp_upload/61838/61838equ04v2.jpg"> , usando a magnitude quadrada da Curva Fourier de Curto Prazo (STFT).<ol>
<li>Coloque a janela STFT para uma janela Hann de 60 amostras.</li>
		<li>Defina a sobreposição do STFT para 90% do comprimento da janela.</li>
	</ol>
</li>
	<li>Sobreponha a frequência central em cada ponto de tempo do espectrograma.</li>
	<li>Converta os valores de frequência f em velocidades axiais sanguíneas vz usando a fórmula Doppler (Eq. 3). c0 é a velocidade do som no médio e fTW a frequência central da forma de onda de ultrassom transmitido (aqui 5,2 MHz). <img alt="Equation 5" src="/files/ftp_upload/61838/61838equ05v4.jpg"> Eq. 3</li>
</ol>

<ol>
	<li>Doppler, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Ueber das farbige Licht der Doppelsterne und einiger anderer Gestirne des Himmels. , (2020).</li><li>Bonnefous, O., Pesqu&#233;, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Time+domain+formulation+of+pulse-Doppler+ultrasound+and+blood+velocity+estimation+by+cross+correlation.">Time domain formulation of pulse-Doppler ultrasound and blood velocity estimation by cross correlation.</a> Ultrasonic Imaging. 8 (2), 73-85 (2004).</li><li>Bercoff, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultrafast+compound+doppler+imaging:+Providing+full+blood+flow+characterization.">Ultrafast compound doppler imaging: Providing full blood flow characterization.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 58 (1), 134-147 (2011).</li><li>Evans, D. H., Jensen, J. A., Nielsen, M. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultrasonic+colour+Doppler+imaging.">Ultrasonic colour Doppler imaging.</a> Interface Focus. 1 (4), 490-502 (2011).</li><li>Nuffer, Z., Rupasov, A., Bekal, N., Murtha, J., Bhatt, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Spectral+Doppler+ultrasound+of+peripheral+arteries:+a+pictorial+review.">Spectral Doppler ultrasound of peripheral arteries: a pictorial review.</a> Clinical Imaging. 46, 91-97 (2017).</li><li>Jensen, J. A., Nikolov, S. I., Gammelmark, K. L., Pedersen, M. 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Metabolism. 34 (6), 1009-1017 (2014).</li><li>Goudot, G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Wall+Shear+Stress+Measurement+by+Ultrafast+Vector+Flow+Imaging+for+Carotid+Stenosis.">Wall Shear Stress Measurement by Ultrafast Vector Flow Imaging for Carotid Stenosis.</a> Ultraschall in der Medizin - European Journal of Ultrasound. , (2019).</li><li>Demen&#233;, C., Mairesse, J., Baranger, J., Tanter, M., Baud, O. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultrafast+Doppler+for+neonatal+brain+imaging.">Ultrafast Doppler for neonatal brain imaging.</a> NeuroImage. 185, 851-856 (2019).</li><li>Villemain, O., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultrafast+Ultrasound+Imaging+in+Pediatric+and+Adult+Cardiology.">Ultrafast Ultrasound Imaging in Pediatric and Adult Cardiology.</a> JACC: Cardiovascular Imaging. , (2019).</li><li>Provost, J., Papadacci, C., Demene, C., Gennisson, J. L., Tanter, M., Pernot, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=3-D+ultrafast+doppler+imaging+applied+to+the+noninvasive+mapping+of+blood+vessels+in+Vivo.">3-D ultrafast doppler imaging applied to the noninvasive mapping of blood vessels in Vivo.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 62 (8), 1467-1472 (2015).</li><li>Osmanski, B. F., Montaldo, G., Fink, M., Tanter, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+vivo+out-of-plane+Doppler+imaging+based+on+ultrafast+plane+wave+imaging.">In vivo out-of-plane Doppler imaging based on ultrafast plane wave imaging.</a> IEEE International Ultrasonics Symposium, IUS. 62 (4), 76-79 (2013).</li><li>Kim, M. W., Zhu, Y., Hedhli, J., Dobrucki, L. W., Insana, M. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Multi-dimensional+Clutter+Filter+Optimization+for+Ultrasonic+Perfusion+Imaging.">Multi-dimensional Clutter Filter Optimization for Ultrasonic Perfusion Imaging.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 65 (11), 2020-2029 (2018).</li><li>Chau, G., Li, Y. L., Jakovljevic, M., Dahl, J., Rodr, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Wall Clutter Removal in Doppler Ultrasound using Principal Component Pursuit. , (2018).</li><li>Tierney, J., Baker, J., Brown, D., Wilkes, D., Byram, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Independent+Component-Based+Spatiotemporal+Clutter+Filtering+for+Slow+Flow+Ultrasound.">Independent Component-Based Spatiotemporal Clutter Filtering for Slow Flow Ultrasound.</a> IEEE Transactions on Medical Imaging. , 1-1 (2019).</li><li>Zhang, N., Rivaz, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Clutter+Suppression+in+Ultrasound:+Performance+Evaluation+and+Review+of+Low-Rank+and+Sparse+Matrix+Decomposition+Methods.">Clutter Suppression in Ultrasound: Performance Evaluation and Review of Low-Rank and Sparse Matrix Decomposition Methods.</a> BioMedical Engineering Online. 19, 37 (2020).</li><li>Guidi, G., Licciardello, C., Falteri, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Intrinsic+spectral+broadening+(ISB)+in+ultrasound+Doppler+as+a+combination+of+transit+time+and+local+geometrical+broadening.">Intrinsic spectral broadening (ISB) in ultrasound Doppler as a combination of transit time and local geometrical broadening.</a> Ultrasound in Medicine and Biology. 26 (5), 853-862 (2000).</li><li>Cloutier, G., Shung, K. K., Durand, L. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Experimental+Evaluation+of+Intrinsic+and+Nonstationary+Ultrasonic+Doppler+Spectral+Broadening+in+Steady+and+Pulsatile+Flow+Loop+Models.">Experimental Evaluation of Intrinsic and Nonstationary Ultrasonic Doppler Spectral Broadening in Steady and Pulsatile Flow Loop Models.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 40 (6), 786-795 (1993).</li><li>Winkler, A. J., Wu, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Correction+of+intrinsic+spectral+broadening+errors+in+doppler+peak+velocity+measurements+made+with+phased+sector+and+linear+array+transducers.">Correction of intrinsic spectral broadening errors in doppler peak velocity measurements made with phased sector and linear array transducers.</a> Ultrasound in Medicine and Biology. 21 (8), 1029-1035 (1995).</li><li>Osmanski, B. F., Bercoff, J., Montaldo, G., Loupas, T., Fink, M., Tanter, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cancellation+of+Doppler+intrinsic+spectral+broadening+using+ultrafast+Doppler+imaging.">Cancellation of Doppler intrinsic spectral broadening using ultrafast Doppler imaging.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. 61 (8), 1396-1408 (2014).</li><li>Sauvage, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+large+aperture+row+column+addressed+probe+for+in+vivo+4D+ultrafast+doppler+ultrasound+imaging.">A large aperture row column addressed probe for in vivo 4D ultrafast doppler ultrasound imaging.</a> Physics in Medicine and Biology. 63 (21), (2018).</li><li>Correia, M., Provost, J., Tanter, M., Pernot, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=4D+ultrafast+ultrasound+flow+imaging:+in+vivo+quantification+of+arterial+volumetric+flow+rate+in+a+single+heartbeat.">4D ultrafast ultrasound flow imaging: in vivo quantification of arterial volumetric flow rate in a single heartbeat.</a> Physics in Medicine and Biology. 61 (23), 48-61 (2016).</li><li>Center for Devices and Radiological Health. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=FDA+Information+for+Manufacturers+Seeking+Marketing+Clearance+of+Diagnostic+Ultrasound+Systems+and+Transducers.">FDA Information for Manufacturers Seeking Marketing Clearance of Diagnostic Ultrasound Systems and Transducers.</a> Center for Devices and Radiological Health. , (2008).</li><li>I, <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=IEC+62127-1+-+Measurement+and+characterization+of+medical+ultrasonic+fields+up+to+40+MHz.">IEC 62127-1 - Measurement and characterization of medical ultrasonic fields up to 40 MHz.</a> IEC. , 61010-61011 (2013).</li></ol>

Nenhum conflito de interesses

Várias variações são possíveis em torno do quadro principal deste protocolo.
Preocupações com hardware Se o usuário fornece seu computador host personalizado, a placa-mãe e a caixa do computador devem ter um slot expresso PCI disponível. A CPU também deve ter pistas PCIe suficientes para lidar com todos os dispositivos.
Seleção de sondas A sonda de ultrassom (também chamada transdutor) é escolhida de acordo com ...

A imagem de ultrassom é uma das técnicas de imagem mais utilizadas em atividades clínicas e de pesquisa. A combinação de emissão de ondas de ultrassom nos tecidos biológicos seguida pelo registro dos ecos backscattered permite a reconstrução de imagens anatômicas, o chamado "Modo B". Este método é perfeitamente adaptado para imagens de tecidos moles, como tecidos biológicos, que normalmente permitem a penetração de ultrassom ao longo de vários centímetros, com uma velocidade de propagação de ≈ 1540 m/s. Dependendo da frequência central da sonda de ultrassom, são obtidas imagens com resolução de 30 μm a 1 mm. Além disso, é sabido que o movimento de uma fonte acústica afeta as características físicas das ondas associadas. Particularmente, a ligação entre as mudanças de frequência de uma onda em relação à velocidade de sua fonte é descrita como o efeito Doppler1, cuja manifestação mais simples é o tom da sirene em movimento de uma ambulância em movimento. A imagem de ultrassom há muito usa esse efeito físico para observar os glóbulos vermelhos em movimento2, e propõe uma variedade de modos de imagem comumente rotulados como "Imagem doppler". Esses modos permitem a avaliação dos fluxos sanguíneos em aplicações e órgãos muito diferentes, como cérebro, coração, rim ou artérias periféricas.
Notavelmente, a maioria dos sistemas de ultrassom atualmente disponíveis dependem da mesma tecnologia, referida como ultrassom convencional. Os princípios subjacentes são os seguintes: um feixe acústico insoniza o campo de visão e é varrido ao longo da abertura do transdutor de ultrassom. Para cada posição do feixe, os ecos são gravados e convertidos em uma linha da imagem final. Ao mover progressivamente o feixe ao longo do transdutor, todo o campo de visão pode ser imageado linha por linha(Figura 1, painel esquerdo). Essa estratégia foi bem adaptada às restrições elétricas e ao poder computacional vigente até o início do século XXI. No entanto, tem várias desvantagens. Entre elas, a taxa de quadros final é limitada a algumas centenas de imagens por segundo pelo processo de varredura do feixe. Em termos de fluxo sanguíneo, essa taxa de quadro relativamente baixa afeta as velocidades máximas de fluxo que podem ser detectadas, o que é ditado pelos critérios amostrais de Shannon-Nyquist3. Além disso, o Doppler convencional deve lidar com uma negociação complexa. Para avaliar a velocidade do fluxo sanguíneo em uma determinada região de interesse (ROI), vários ecos provenientes desse ROI devem ser sucessivamente registrados. Isso implica que o feixe de ultrassom é temporariamente mantido em posição fixa. Quanto mais tempo o conjunto de eco, melhor será a estimativa de velocidade para esse ROI. No entanto, para produzir uma imagem completa do campo de visão, o feixe deve escanear o meio. Portanto, pode-se sentir o conflito entre essas duas restrições: segurar o feixe para avaliar precisamente a velocidade ao longo de uma linha, ou mover o feixe para produzir uma imagem. Os diferentes modos convencionais do Doppler (ou seja, Color Doppler ou Pulse Wave Doppler) refletem diretamente essa troca. Normalmente, o Color Doppler produz um mapa de fluxo de baixa fidelidade usado para localizar os vasos4, e o Doppler de onda de pulso é então usado para quantificar com precisão o fluxo em um vaso5previamente identificado .
Essas duas limitações (baixa taxa de quadros e tradeoff de localização/quantificação) são superadas com técnicas emergentes de alta estruturação. Entre elas, a abordagem de abertura sintética6 ou a técnica de transmissão multiline podem sercitadas 7. Neste estudo, focamos no chamado método ultrarrápido ultrarrápido. Introduzido há duas décadas8,9,10, este método também conta com a emissão/recepção de ultrassons, mas com um padrão radicalmente diferente. De fato, em vez de usar um feixe focado em varredura, a imagem ultrarrápida usa ondas de plano ou ondas divergentes, que são capazes de insonificar o campo de visão com uma única emissão. Após essa única emissão, a eletrônica associada também é capaz de receber e processar o enorme número de ecos originários de todo o campo de visão. No final, uma imagem pode ser reconstruída a partir de um único padrão de emissão/recepção11 (Figura 1, painel direito). Essas emissões desfocadas podem ter uma baixa relação sinal/ruído (SNR) devido à disseminação da energia acústica. Isso pode ser abordado emitindo várias ondas de plano intituladas (ou ondas divergentes com diferentes fontes) e adicionando as imagens resultantes. Este método é chamado de "composição coerente"12. Duas grandes consequências surgem. Em primeiro lugar, a taxa de quadros depende apenas do tempo de ultrassom do voo e pode atingir valores típicos de 1 a 10 kHz. Em segundo lugar, isso garante a continuidade dos dados tanto nas dimensões espacial quanto temporal, também referida como coerência espacial. A troca convencional de localização/quantificação está, portanto, quebrada. Essa combinação de alta framerate e coerência espostetemporal tem um tremendo impacto na capacidade de detectar fluxos sanguíneos com ultrassom. Em comparação com o ultrassom convencional, o ultrassom ultrarrápido proporciona caracterização completa do fluxo sanguíneo3. Na prática, o usuário tem acesso ao curso de tempo de velocidade em cada pixel da imagem, durante toda a duração da aquisição (tipicamente ≈1 s), com uma escala de tempo dada pelo framerate (tipicamente, uma taxa de quadros de 5 kHz para uma resolução temporal de 200 μs). Esta alta taxa de quadros torna o método adequado para uma ampla gama de aplicações, como fluxo rápido em órgãos móveis como câmaras cardíacas13 ou miocárdio com a micro-perfusão coronariana14. Além disso, mostrou-se que sua coerência espostetemporal melhora fortemente sua capacidade de separar o fluxo sanguíneo lento dos tecidos móveis de fundo, aumentando assim a sensibilidade ao fluxo micro-vascular15. Essa capacidade dá acesso à micro vasculatura do cérebro em ambos os animais16 e humanos17.
Portanto, o ultrassom ultrarrápido é adequado para o fluxo sanguíneo da imagem em uma variedade de situações. É restrito a tecidos biológicos moles e será fortemente afetado pela presença de interfaces duras, como ossos, ou cavidade gasosa, como o pulmão. A sintonia dos parâmetros físicos da sequência de ultrassom permite o estudo tanto de fluxos lentos (até 1 mm/s11,16) quanto de fluxos rápidos (até vários m/s). Existe uma troca entre a resolução espacial e a profundidade da penetração. Normalmente, uma resolução de 50 μm pode ser alcançada ao custo de uma penetração em torno de 5 mm. Por outro lado, a penetração pode ser estendida para 15-20 cm ao custo de uma resolução de 1 mm. Vale ressaltar que a maioria dos scanners ultrarrápidos como o usado neste artigo apenas fornecem imagens 2D.
Aqui, propomos um protocolo simples para introduzir o conceito de imagem Ultrafast Doppler, usando um scanner de ultrassom de pesquisa programável e doppler fantasma imitando um vaso (artéria ou veia) embutido no tecido biológico.

<table>
	<tbody>
		<tr>
			<td>Blood-mimicking fluid</td>
			<td>CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA</td>
			<td>069DTF</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Doppler flow phantom</td>
			<td>CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA</td>
			<td>ATS523A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Matlab</td>
			<td>MathWorks, Natick, Massachusetts, United States</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Peristaltic pump / Doppler flow pump</td>
			<td>CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA</td>
			<td>769</td>
			<td>Include tubings and pulse dampener</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Transducer adpter</td>
			<td>Verasonics, Kirkland, Washington, USA</td>
			<td>UTA 408-GE</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ultrafast ultrasound research scanner</td>
			<td>Verasonics, Kirkland, Washington, USA</td>
			<td>Vantage 256</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ultrasound probe/transducer</td>
			<td>GE Healthcare</td>
			<td>GE 9L-D</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

blood flow imaging with ultrafast doppler

O efeito Pulsed-Doppler é a principal técnica usada na echografia clínica para avaliar o fluxo sanguíneo. Aplicado com modos de ultrassom convencional focado do doppler, ele tem vários limites. Em primeiro lugar, uma operação de filtragem de sinal finamente ajustada é necessária para distinguir os fluxos sanguíneos dos tecidos móveis circundantes. Em segundo lugar, o operador deve escolher entre localizar os fluxos sanguíneos ou quantificá-los. Nas últimas duas décadas, a imagem de ultrassom sofreu uma mudança de paradigma com o surgimento do ultrassom ultrarrápido usando ondas desfocadas. Além de um aumento de cem vezes na taxa de quadros (até 10000 Hz), esta nova técnica também quebra a troca convencional de quantificação/localização, oferecendo um mapeamento completo do fluxo sanguíneo do campo de visão e um acesso simultâneo a medidas de velocidade finas no nível de pixel único (até 50 μm). Essa continuidade de dados em dimensões espaciais e temporais melhora fortemente o processo de filtragem de tecido/sangue, o que resulta em uma sensibilidade maior a pequenas velocidades de fluxo sanguíneo (até 1 mm/s). Neste artigo de método, pretendemos introduzir o conceito de Doppler ultrarrápido, bem como seus principais parâmetros. Em primeiro lugar, resumimos os princípios físicos da imagem de ondas desfocadas. Em seguida, apresentamos os principais passos principais de processamento de sinal Doppler. Particularmente, explicamos a implementação prática dos algoritmos críticos de separação de tecido/fluxo sanguíneo e sobre a extração de velocidades desses dados filtrados. Esta descrição teórica é complementada por experiências in vitro. Um fantasma de tecido incorporando um canal com fluido de imitação de sangue fluindo é imageado com um sistema de ultrassom programável de pesquisa. Uma imagem de fluxo sanguíneo é obtida e as características de fluxo são exibidas para vários pixels no canal. Por fim, propõe-se uma revisão das aplicações in vivo, mostrando exemplos em diversos órgãos como carótidas, rim, tireoide, cérebro e coração.

A qualidade da aquisição e do pós-processamento é avaliada em primeiro lugar pela inspeção visual. A forma do canal deve ser claramente visível na imagem doppler de poder, e a área do tecido deve parecer escura. Se o sinal do Doppler de potência não estiver restrito ao canal, pode significar que ou o passo do filtro de desordem deu errado (o limiar SVD é muito baixo), ou a sonda experimentou um forte movimento durante a aquisição.
Após inspeção visual, o estudo do espectrograma...

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Blood Flow Imaging with Ultrafast Doppler

Este protocolo mostra como aplicar imagens do Doppler ultrarrápida para quantificar os fluxos sanguíneos. Após uma longa aquisição de 1 s, o experimentador tem acesso a um filme do campo de visão completo com valores de velocidade axiais para cada pixel a cada pixel a cada pixel ≈0,3 ms (dependendo do tempo de ultrassom do voo).

Imagem de fluxo sanguíneo com Doppler Ultrarrápido

The pulsed-Doppler effect is the main technique used in clinical echography to assess blood flow. Applied with conventional focused ultrasound Doppler ...

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7.2K visualizações.  The Hospital for Sick Children, PGCRL Research Institute. Este protocolo mostra como aplicar imagens do Doppler ultrarrápida para quantificar os fluxos sanguíneos. Após uma longa aquisição de 1 s, o experimentador tem acesso a um filme do campo de visão completo com valores de velocidade axiais para cada pixel a cada pixel a cada pixel ≈0,3 ms (dependendo do tempo de ultrassom do voo).