Abstract
Harmonisk Motion Imaging for fokuseret ultralyd (HMIFU) er en teknik, der kan udføre og overvåge høj intensitet fokuseret ultralyd (HIFU) ablation. En oscillerende bevægelse genereres ved fokus for en 93-elementet og 4,5 MHz centerfrekvensen HIFU transducer ved at anvende en 25 Hz amplitude-moduleret signal ved hjælp af en funktion generator. En 64-elementet og 2,5 MHz imaging transducer med 68kPa peak trykket konfokalt placeret i centrum af HIFU transduceren at erhverve de radio-frekvens (RF) kanal data. I denne protokol, er real-time overvågning af termisk ablation hjælp HIFU med en akustisk effekt på 7 W på hunde lever in vitro beskrevet. HIFU behandling anvendes på vævet i 2 min og ablateret region afbildes i realtid ved hjælp af divergerende eller plane bølger billeddannelse op til 1.000 billeder / sekund. Matrixen med RF-kanal data multipliceres med en sparsom matrix til billedet genopbygning. Den rekonstruerede synsfelt er på 90 ° til divergerende wave og 20 mm for plane bølger billeddannelse og samples dataene ved 80 MHz. Rekonstruktionen udføres på en grafisk Processing Unit (GPU) med henblik på at billedet i realtid på et 4,5 display frame rate. 1-D normaliseret krydskorrelation af det rekonstruerede RF data bruges til at estimere aksiale forskydninger i fokusregionen. Størrelsen af peak-to-peak forskydning ved den fokale dybde aftager under den termiske ablation som angiver afstivning af vævet på grund af dannelsen af en læsion. Forskydningen signal-støj-forholdet (SNR d) ved fokusområde for plane bølger var 1,4 gange højere end for divergerende bølge viser, at plan bølge billedbehandling synes at producere bedre forskydning maps kvalitet til HMIFU end divergerende bølge billeddannelse.
Protocol
Denne protokol blev godkendt af Institutional Animal Care og brug Udvalg for Columbia University. Al erhvervelse data og behandling blev udført ved hjælp af Matlab miljø.
1. Eksperimentel Set-up
- Degas en ex vivo hunde lever prøve under 90 min. Sæt leverprøven i en tank fyldt med afgasset phosphatbufret opløsning (figur 1). Fastgør leveren prøven på et akustisk absorber med nåle i yderpunkterne af leveren.
- Sæt en 64-element, 0,32 mm deling, 2,5 MHz Center frekvens fasede (billeddannelse) gennem et cirkulært hul beliggende i centrum af en 93-element halvkugleformet vifte HIFU transducer (terapeutisk) ved 4,5 MHz center frekvens, 70 mm brændvidde dybde og 1,7 mm x 0,4 mm brændvidde størrelse 11. Juster begge transducere co-aksialt og løse den billeddannende transducer i den terapeutiske transducer med justeringsskruer.
- Dæk HIFU transduceren med avlydstyrken kontrolleret polyurethanmembran fyldt med strømmende afgasset vand for at køle den ned. Monter transduceren lægges på et computerstyret 3-D positioner.
- Slut HIFU transduceren til en funktion generator sende en 25 Hz amplitude moduleret sinus bølgeform med 500 mV maksimal amplitude. Tilslut den billeddannende transducer til et fuldt programmerbart ultralyd-system ved hjælp af softwaren Matlab.
Bemærk: En software forbundet med ultralyd, og ved hjælp af Matlab miljøet skal være installeret på computeren tilsluttet systemet. En 50 dB RF forstærker og et matchende netværk skal placeres mellem HIFU transducer og funktionen generator til henholdsvis forstærke strømmen og matche impedansen. - Opret en polær gitter, ved hjælp af Matlab, der starter 50 mm fra overfladen af array og 40 mm dyb i radial retning med en rumlig trin 9,625 um og 90 ° i azimutretningen med 128 linjer og hvilken oprindelse er det focus af divergerende bølge. Definer kilden til divergerende bølge 10,24 mm (halv størrelse af åbningen) bag overfladen af arrayet og centreret i sideretningen.
- Opret et kartesisk gitter, ved hjælp af Matlab, begyndende 50 mm fra overfladen af arrayet og 40 mm dybe i den aksiale retning med en rumlig trin til 9.625 um og 20 mm bred i den laterale retning med 64 linier til plane bølger. Definer kilden til plan bølge på overfladen af arrayet. For hver tavle, beregne tiden fra kilden til hvert punkt i gitteret og tilbage til hvert element i arrayet.
- Indtast "ReconMat_DW" for divergerende bølge billeddannelse eller "ReconMat_PW" for plane bølger billeddannelse i Matlab kommandoen vinduet og trykke på "Enter" for at oprette en rekonstruktion matrix forbundet med en standard forsinkelse-and-sum algoritme for hver tavle. Påfør forsinkelsen-og-sum algoritme til hver vektor af standard basis og hente de manglende nuller elements af den resulterende matrix 11. Tildele de ikke-nul elementer opnået fra den resulterende matrix til den sparsomme matrix på det tilsvarende sted. Gem genopbygningen matrix på computerens harddisk.
Bemærk: divergerende og plan bølge metoder bruger to forskellige genopbygning matricer.- Cast genopbygningen matrix til en GPU matrix. Indtast "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" for divergerende bølge billeddannelse eller "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" for plane bølger billeddannelse i Matlab kommandoen vinduet og tryk på "Enter" for at oprette en opsætning fil til erhvervelse ultralyd kanal data ved hjælp af scriptet tilknyttet fasede og leveret af producenten af ultralydssystemet. Navngiv setup filen "P4-2Flash_DivergingWave.mat" for divergerende bølge billedbehandling og "P4-2Flash_PlaneWave.mat" for plane bølger billeddannelse.
Bemærk: En kommerciel softwarepakke skal være installeret på computeren to støbt genopbygningen sparsomme matrix til en GPU matrix.
- Cast genopbygningen matrix til en GPU matrix. Indtast "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_DW" for divergerende bølge billeddannelse eller "SetUpP4_2Flash_4B_streaming_PW" for plane bølger billeddannelse i Matlab kommandoen vinduet og tryk på "Enter" for at oprette en opsætning fil til erhvervelse ultralyd kanal data ved hjælp af scriptet tilknyttet fasede og leveret af producenten af ultralydssystemet. Navngiv setup filen "P4-2Flash_DivergingWave.mat" for divergerende bølge billedbehandling og "P4-2Flash_PlaneWave.mat" for plane bølger billeddannelse.
- Synkroniser ultralydssystemet med funktion generator ved hjælp af en ekstern trigger, så erhvervelse af leveren høje billedhastighed ultralyd data starter på samme tid som HIFU.
- Åbn Matlab. Kør setup script "SetUpP4_2Flash_4B.m" leveres af ultralydssystemet producenten til at bruge B-mode billeddannelse. Navngiv den oprettede setup fil: "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Brug kommandoen, og når "VSX" "Navn på .mat fil til processen:" er bedt om det, indtaste navnet på setup filen "P4-2Flash_4B_Bmode.mat". Flyt begge transducere og bruge B-mode display, der dukkede op på computerskærmen for at placere dem i den målrettede region i leveren til ablation. Målretter mod et område ca. 1 cm under overfladen af leverens at undgå høje ultralyd dæmpning som følge af absorption. Gem en konventionel B-mode billede af leveren på computeren.
Note:Her har vi udført HIFU ablationer på 11 forskellige steder i to lever prøver ved at bevæge transducerne med 3-D positioner for hver ablation.
2. Ultralyd dataopsamling
- Åbn Matlab. Brug kommandoen "VSX", og når "Navn på .mat fil til processen:" er bedt om det, indtaste navnet på setup filen "P4-2Flash_DivergingWave.mat" for divergerende bølge billeddannelse eller "P4-2Flash_PlaneWave.mat" for plane bølger billeddannelse. Start HIFU og anvende den under 2min til målregion.
- Erhverve de RF-kanal data på 1.000 frames per sekund under 2 min hjælp divergerende bølger. Alternativt erhverve RF kanal data på 1.000 frames per sekund under 2 min hjælp plane bølger.
- Overføre data til en værtscomputer hver 200 frames via et PCI Express Cable. Alternativt, for real-time streaming, erhverve RF kanal data på 167 frames per sekund under 2 min hjælp plane bølger og transfis data til en værtscomputer hver 2 frames.
Bemærk: De billeddiagnostiske metoder med sæt af 200 frames giver høj tidsmæssig opløsning inden for hvert sæt, men skaber mellemrum mellem hvert sæt, og er velegnet til off-line behandling. Den billeddannende metode ved 167 fps har en lavere tidsmæssig opløsning, men skaber ikke nogen huller på tværs af hele ablation tiden og er passende for real-time streaming. - Cast RF-kanalen data matrix til en enkelt præcision GPU matrix med Matlab. Multiplicer RF-kanalen data matrix ved genopbygningen matrix for at opnå de rekonstruerede RF data 11.
3. Displacement Imaging
- Opret en 6. ordens Butterworth lavpasfilter ved 4 MHz cutoff frekvens ved brug af DSP System Toolbox for Matlab. Anvend denne lavpasfilter til de rekonstruerede RF data til at filtrere de 4,5 MHz HIFU komponent.
- Vurdere den aksiale forskydning mellem hinanden følgende frames hjælp 1-D normaliseret krydskorrelationmed en 3,1 mm-vindue længden og 90% overlap.
- Opret en 6. ordens Butterworth lavpasfilter ved 100 Hz afskæringsfrekvens hjælp af DSP System Toolbox for Matlab. Anvend denne lavpasfilter til data de tidsmæssige forskydning ved hjælp af Matlab at hente 50 Hz-oscillerende frekvens komponent.
- Definer et område af interesse (ROI) som omdrejningspunkt regionen på -6 dB (1,7 x 0,4 mm i vand) og placeret 70 mm væk fra transduceren overflade. Udtrække data de forskydning i denne investeringsafkast. Estimere forskydning signal-støjforhold (SNR d) ved fokusregionen efter 2 min af ablation som forholdet mellem den gennemsnitlige forskydning og standardafvigelsen af forskydningen i ROI.
- Uddrag 50 Hz tidsmæssig forskydning signal ved fokus fra forskydning matrix data. Konverter forskydningen signalet tidsmæssige ved fokus til hørbar lyd ved hjælp af Matlab.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Real-time streaming af HMI forskydning under HIFU-ablation kan opnås ved hjælp af divergerende og plane bølger billeddannelse. Figur 2 er en video skærmbillede viser udstilling af akustisk stråling kraft induceret forskydning realtid ved hjælp af plan bølge billeddannelse i in vitro-hunde lever under HIFU ablation . Forskydningerne er streamet i realtid på skærmen på en skærm frame rate på 4,5 Hz. Positive forskydninger er vist i rød og negative forskydninger i blåt. Læsioner lykkedes leveres ved hjælp HIFU ablation. Figur 3 viser læsionen opnået i leveren efter ablation svarende til figur 2.
Nedsættelse af HMI peak negativ forskydning amplitude under HIFU-ablation kan afbildes med både divergerende og plane bølger billeddannelse. Figur 4 viser HMI peak negativ forskydning på forskellige trin i ablation med divergerende og plan bølgebilleddannelse. Peak negative forskydninger blev vist både uden og med overlæg på B-mode for at se mere klart mønster fordrivelse og se den målrettede region i leveren hhv. Den 50 Hz HMI forskydning lyd svarende til ablation overvåges med plane bølger (figur 4C) blev inkorporeret til videoen. Faldet i HMI forskydningsamplitude på grund af ablation kan høres som tilvejebringer en yderligere overvågning værktøj. Figur 4 viser også, at størrelsen af området exciteres af HIFU stiger under ablation. Figur 5A og 5B viser HMI forskydninger på fokusregionen under ablationen for divergerende og plane bølger hhv. Faldet i HMI forskydning størrelsesorden er klart synlig for både forskelligrettet plane bølger billeddannelse. Figur 6 viser faldet peak-to-peak forskydning for alle målrettede steder i leveren både divergerende (figur 6A) og plan (figur 6B) bølge billeddannelse. Faldet for plane bølger peak-to-peak forskydning er ikke signifikant forskellig for en opnået for divergerende bølge.
Plan bølge billeddannelse blev fundet at have en højere SNR d ved fokus end divergerende bølge billeddannelse. Figur 7 viser SNR d i ROI for alle læsioner positioner i leveren for divergerende (figur 7A) og plan (figur 7B) wave imaging . Den gennemsnitlige SNR d for flyet var 1,7 gange højere end for divergerende bølge billeddannelse.
Figur 1. Eksperimentel opsætning. (A) Repræsentation af HMIFU systemet. (B) et billede af eksperimentelle opsætning.about / filer / ftp_upload / 53050 / 53050fig1large.jpg "target =" _ blank "> Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 2. Real-time HMI forskydninger. Capture skærmen af computeren viser real-time streaming af HMI forskydninger med plane bølger billeddannelse under HIFU ablation af en hund lever på 4,5 Hz display billedhastighed. Den venstre side panel viser de filtrerede HMI forskydninger og højre panel viser de filtrerede HMI forskydninger overlejret på den præ-ablation B-mode af leveren. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 3. Læsion induceret af HIFU. Billede af den midterste tværsnit af en læsion efter HIFU-behandling. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 4. forskelligrettet plane bølger billeddannelse af forskydningerne. Peak negative HMI forskydning billeddannelse under HIFU ablation af en hund leveren ved hjælp af divergerende bølge uden B-mode overlay (A), med B-mode overlay (B), ved hjælp af plane bølger billeddannelse uden B-mode overlay (C) og med B-mode overlay (D). Den 50 Hz HMI forskydning lyd svarende til ablation overvåges med plane bølger (figur 4C) blev inkorporeret til videoen. Please klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 5. HMI omdrejningspunkt forskydning. HMI forskydning på fokusregionen under HIFU ablation hjælp divergerende (A) og planet (B) bølge billeddannelse. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 6. fald Peak-to-peak forskydning. Fald på fokusregionen under HIFU ablation hjælp divergerende (A) og planet (B) wave imaging Peak-to-peak forskydning. Venligstklik her for at se en større version af dette tal.
Forskydningen signal-støj-forhold på fokus for divergerende (A) og planet (B) bølge billeddannelse til forskellige ablation position Figur 7. Deplacement signal-støj-forhold.. Klik her for at se en større version af dette tal .
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Real-time overvågning af HIFU læsioner er vigtigt at sikre en ordentlig og effektiv læsion levering. Som læsion former, vævet stivner og bevægelsesamplitude under excitation falder. Anvendelse HIFU i et område af væv resulterer i en akustisk stråling kraft, der inducerer væv forskydning. Den relative ændring i forskydningen er et surrogat for relative ændring i vævet stivhed. Denne teknik har den fordel at overvåge HIFU læsion uden at standse behandlingen i modsætning til andre ultralyd metoder. Den tidsmæssige opløsning af real-time overvågning i denne undersøgelse (4,5 Hz) var højere end opnået i MR-guided HIFU ablation (1 Hz).
Hurtig behandling af ultralyd RF data er et afgørende skridt for real-time streaming af forskydning. Genopbygningen af billedet er den langsomste trin i behandlingen. I denne protokol blev hastigheden af billedrekonstruktionen optimeres ved at opnå hele rammen USIng en enkelt operation. Denne operation består i at multiplicere RF-kanalen data fra en matrix. Kun de ikke-nul elementer af matrixen blev tildelt optimere beregningstid og
multiplikation blev udført på en GPU. En hurtig 1-D normaliseret krydskorrelation metode blev anvendt til at estimere forskydningerne. Et vindue overlap på 80% giver en god trade-off mellem beregningstid og aksiale opløsning af billeder forskydningselementerne.
Den sender stråleformende metode kan også påvirke kvaliteten af billedet forskydningen. SNR d fandtes at være betydeligt lavere for divergerende end for plane bølger billeddannelse under anvendelse af en to-sample t-test. Størrelsen af forskydningen var også lavere end for divergerende til plane bølger billeddannelse. Dette kunne forklares ved, at den aksiale retning af den divergerende bølge ikke flugter med HIFU bjælke i hele ROI grund af den forskellige natur af bølgen imodsætning til plane bølger. Den nedre fald peak-to-peak forskydning fundet for læsion # 3 for divergerende bølge billeddannelse kan skyldes tilstedeværelsen af et fartøj i midten af læsionen observeret efter makroskopisk patologi. Den lavere SNR d fundet for læsion # 4 for plane bølger billeddannelse kan være på grund af nærheden af fokus til overfladen af leveren. Det skal også bemærkes, at dæmpning på grund af geometriske spredning i sideretningen skal gælde for divergerende bølger og ikke for plane bølger, som kan påvirke kvaliteten af estimering af bevægelse. Men når du bruger den samme ultralydstransducer, den divergerende bølge billedbehandling giver en større synsfelt end plane bølge billeddannelse, som er af interesse for løbende at billedet den største del af regionen til at ablatere.
I denne protokol blev en fasede anvendes til afbildning af forskydninger, således at kun et tværsnit af ablateret region blev afbildet. En 2-D-array transducer kan anvendes til at afbilde than hele mængden af det ablateret region. Ablation på forskellige steder i leveren blev opnået ved at bevæge transduceren i forhold til leveren. Beam styring kunne udføres med HIFU sonden til at målrette forskellige steder i regionen til at blive behandlet for at give mulighed for mere korrekt målretning. Udover de førnævnte tekniske forbedringer, fremtidige retninger omfatter kliniske oversættelse af denne metode.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| P4-2 Phased array | ATL | ||
| H-178 HIFU transducer | Sonic Concepts | ||
| 3-D positioner | Velmex Inc. | ||
| AT33522A function generator | Agilent Technologies | ||
| V-1 ultrasound system | Verasonics | ||
| 3100L RF amplifier | ENI | ||
| Matching network | Sonic Concepts | ||
| Degasing system | Sonic Concepts | ||
| Programming software | Matlab | ||
| Jacket software package | Accelereyes |
References
- Al-Bataineh, O., Jenne, J., Huber, P. Clinical and future applications of high intensity focused ultrasound in cancer. Cancer Treat Rev. 38, 346-353 (2012).
- Dewhirst, M. W., Viglianti, B. L., Lora-Michiels, M., Hanson, M., Hoopes, P. J. Basic principles of thermal dosimetry and thermal thresholds for tissue damage from hyperthermia. Int J Hyperthermia. 19, 267-294 (2003).
- Napoli, A., et al. MR-guided high-intensity focused ultrasound: current status of an emerging technology. Cardiovasc Intervent Radiol. 36, 1190-1203 (2013).
- Gudur, M. S., Kumon, R. E., Zhou, Y., Deng, C. X. High-frequency rapid B-mode ultrasound imaging for real-time monitoring of lesion formation and gas body activity during high-intensity focused ultrasound ablation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 59, 1687-1699 (2012).
- Jensen, C. R., Cleveland, R. O., Coussios, C. C. Real-time temperature estimation and monitoring of HIFU ablation through a combined modeling and passive acoustic mapping approach. Phys Med Biol. 58, 5833-5850 (2013).
- Mariani, A., et al. Real time shear waves elastography monitoring of thermal ablation: in vivo evaluation in pig livers. J Surg Res. 188, 37-43 (2014).
- Bing, K. F., Rouze, N. C., Palmeri, M. L., Rotemberg, V. M., Nightingale, K. R. Combined ultrasonic thermal ablation with interleaved ARFI image monitoring using a single diagnostic curvilinear array: a feasibility study. Ultrason Imaging. 33, 217-232 (2011).
- Athanasiou, A., et al. Breast lesions: quantitative elastography with supersonic shear imaging--preliminary results., Radiology. 256, 297-303 (2010).
- Maleke, C., Konofagou, E. E. Harmonic motion imaging for focused ultrasound (HMIFU): a fully integrated technique for sonication and monitoring of thermal ablation in tissues. Phys Med Biol. 53, 1773-1793 (2008).
- Maleke, C., Konofagou, E. E. In vivo feasibility of real-time monitoring of focused ultrasound surgery (FUS) using harmonic motion imaging (HMI). IEEE Trans Biomed Eng. 57, 7-11 (2010).
- Hou, G. Y., et al. Sparse matrix beamforming and image reconstruction for 2-D HIFU monitoring using harmonic motion imaging for focused ultrasound (HMIFU) with in vitro validation. IEEE Trans Med Imaging. 33, 2107-2117 (2014).
