Ein tragbares Herz-Ultraschallbildgerät

Nature Band 613, Seiten 667–675 (2023)Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Eine kontinuierliche Bildgebung der Herzfunktionen ist für die Beurteilung der langfristigen Herz-Kreislauf-Gesundheit, die Erkennung akuter Herzfunktionsstörungen und die klinische Behandlung kritisch erkrankter oder chirurgisch operierter Patienten äußerst wünschenswert1,2,3,4. Herkömmliche nicht-invasive Ansätze zur Abbildung der Herzfunktion können jedoch aufgrund der Sperrigkeit des Geräts keine kontinuierlichen Messungen liefern5,6,7,8,9,10,11 und vorhandene tragbare Herzgeräte können Signale nur auf der Haut erfassen12,13,14, 15,16. Hier berichten wir über ein tragbares Ultraschallgerät zur kontinuierlichen, Echtzeit- und direkten Beurteilung der Herzfunktion. Wir führen Innovationen im Gerätedesign und in der Materialherstellung ein, die die mechanische Kopplung zwischen dem Gerät und der menschlichen Haut verbessern und es ermöglichen, den linken Ventrikel während der Bewegung aus verschiedenen Blickwinkeln zu untersuchen. Wir entwickeln außerdem ein Deep-Learning-Modell, das automatisch das linksventrikuläre Volumen aus der kontinuierlichen Bildaufzeichnung extrahiert und so Wellenformen wichtiger Herzleistungsindizes wie Schlagvolumen, Herzzeitvolumen und Ejektionsfraktion liefert. Diese Technologie ermöglicht eine dynamische tragbare Überwachung der Herzleistung mit wesentlich verbesserter Genauigkeit in verschiedenen Umgebungen.

Das Gerät verfügt über piezoelektrische Wandlerarrays, Flüssigmetall-Verbundelektroden und eine Triblock-Copolymer-Einkapselung, wie in den Explosionszeichnungen dargestellt (Abb. 1a, links, Erweiterte Daten, Abb. 1 und Ergänzende Diskussion 3). Das Gerät ist auf Styrol-Ethylen-Butylen-Styrol (SEBS) aufgebaut. Um einen umfassenden Blick auf das Herz zu ermöglichen, besteht die klinische Standardpraxis darin, es durch Drehen der Ultraschallsonde in zwei orthogonalen Ausrichtungen abzubilden17. Um die Notwendigkeit einer manuellen Drehung zu vermeiden, haben wir das Gerät mit einer orthogonalen Konfiguration entworfen (Abb. 1a, rechts und Zusatzvideos 1 und 2). Jedes Wandlerelement bestand aus einem anisotropen 1-3 piezoelektrischen Verbundwerkstoff und einer Trägerschicht auf Silberepoxidbasis18,19. Um die Eindringtiefe und die räumliche Auflösung auszugleichen, haben wir für die Bildgebung von tiefem Gewebe eine Mittenresonanzfrequenz von 3 MHz gewählt (ergänzende Abbildung 1). Der Array-Abstand betrug 0,4 mm (d. h. 0,78 Ultraschallwellenlängen), was die laterale Auflösung verbessert und Gitterkeulen reduziert20.

a, Schematische Darstellung der Explosionsansicht des tragbaren Imagers mit beschrifteten Schlüsselkomponenten (links) und seinem Funktionsprinzip (rechts). b, Widerstand der Flüssigmetall-Verbundelektrode als Funktion der einachsigen Zugspannung. Die Elektrode kann ohne Ausfall bis zu etwa 750 % gedehnt werden. Die y-Achse ist der relative Widerstand, definiert als R/R0, wobei R0 und R die gemessenen Widerstände bei 0 % Dehnung bzw. einer gegebenen Dehnung sind. Der Einschub ist eine rasterelektronenmikroskopische Aufnahme der Flüssigmetall-Verbundelektroden mit einer Breite von nur etwa 30 µm. Maßstabsbalken, 50 μm. c: Zyklische Leistung der Elektrode zwischen 0 % und 100 % einachsiger Zugdehnung, was die Robustheit der Elektrode zeigt. Der Einschub zeigt die vergrößerten Merkmale des Diagramms während des zyklischen Dehnens und Entspannens der Elektrode. d, Überlappungsscherfestigkeit der Verbindung zwischen Wandlerelementen und SEBS oder Flüssigmetall-Verbundelektrode. Die Daten sind Mittelwerte und Standardabweichungen aus n = 3 Tests. Der Einschub ist ein schematischer Aufbau des Überlappungsschertests. e, Finite-Elemente-Analyse des gesamten Geräts unter 110 % biaxialer Streckung. f, Optische Bilder, die die mechanische Nachgiebigkeit des tragbaren Imagers zeigen, wenn er auf eine entwickelbare Oberfläche gebogen, um eine nicht entwickelbare Oberfläche gewickelt, gestochen und verdreht wird. Maßstabsbalken, 5 mm.

Um jedes Element in einem solch kompakten Array einzeln anzusprechen, haben wir mehrschichtige dehnbare Elektroden mit hoher Dichte hergestellt, die auf einem Verbund aus eutektischem Gallium-Indium-Flüssigmetall und SEBS21 basieren. Der Verbundstoff ist hochleitfähig und leicht zu strukturieren (Abb. 1b, c, ergänzende Abbildungen 2–4 und Methoden). Überlappungsschermessungen zeigen, dass die Grenzflächenbindungsstärke zwischen dem Wandlerelement und dem SEBS-Substrat etwa 250 kPa und zwischen dem Wandlerelement und der Verbundelektrode etwa 236 kPa beträgt (Abb. 1d und ergänzende Abb. 5), die beide stärker sind als typische kommerzielle Klebstoffe22 (Ergänzungstabelle 2). Die resultierende Elektrode hat eine Dicke von nur etwa 8 μm (Ergänzende Abbildungen 6 und 7). Eine elektromagnetische Abschirmung, die ebenfalls aus dem Verbundwerkstoff besteht, kann die Interferenz elektromagnetischer Umgebungswellen abschwächen, wodurch das Rauschen in den Ultraschall-Hochfrequenzsignalen reduziert und die Bildqualität verbessert wird23 (ergänzende Abbildung 8 und ergänzende Diskussion 4). Das Gerät verfügt über ausgezeichnete elektromechanische Eigenschaften, die durch seinen hohen elektromechanischen Kopplungskoeffizienten, den geringen dielektrischen Verlust, die große Bandbreite und das vernachlässigbare Übersprechen bestimmt werden (ergänzende Abbildung 1 und Methoden). Das gesamte Gerät weist einen niedrigen Elastizitätsmodul von 921 kPa auf, vergleichbar mit dem menschlichen Hautmodul24 (ergänzende Abbildung 9). Das Gerät weist eine hohe Dehnbarkeit von bis zu ca. 110 % auf (Abb. 1e und ergänzende Abb. 10) und hält verschiedenen Verformungen stand (Abb. 1f). Wenn man bedenkt, dass die typische Belastung der menschlichen Haut bei weniger als 20 % liegt (Ref. 19), ermöglichen diese mechanischen Eigenschaften dem tragbaren Bildgeber, über einen großen Bereich engen Kontakt mit der Haut aufrechtzuerhalten, was für starre Ultraschallgeräte eine Herausforderung darstellt25.

Wir haben die Qualität der erzeugten Bilder anhand der fünf wichtigsten Metriken für die anatomische Bildgebung bewertet: räumliche Auflösung (axial, lateral und vertikal), Signal-Rausch-Verhältnis, Positionsgenauigkeit (axial und lateral), Dynamikbereich und Kontrast -Rauschverhältnis26.

Die Sende-Beamforming-Strategie ist entscheidend für die Bildqualität. Daher haben wir drei unterschiedliche Strategien verglichen: Plane-Wave-, Monofokus- und Wide-Beam-Compounding. Für diesen Vergleich wurden Phantome mit Monofilamentdrähten verwendet (Ergänzende Abbildung 11, Position 1). Unter den drei Strategien implementiert das Wide-Beam-Compounding eine Folge divergenter akustischer Wellen mit einer Reihe von Übertragungswinkeln, und die erzeugten Bilder jeder Übertragung werden kohärent kombiniert, um ein zusammengesetztes Bild zu erzeugen, das mit einem erweiterten sonografischen Fenster die beste Qualität aufweist27 (Abb. 2a, b und ergänzende Abbildungen 12–14). Wir haben auch eine Empfangsstrahlformungsstrategie verwendet, um die Bildqualität weiter zu verbessern (ergänzende Abbildung 15 und Methoden). Durch die Breitstrahlmischung wird ein synthetischer Fokussierungseffekt und damit eine hohe akustische Intensität über den gesamten Beschallungsbereich erzielt (Abb. 2c und ergänzende Abb. 13), was zu dem besten Signal-Rausch-Verhältnis und den besten räumlichen Auflösungen führt (Abb . 2a, dritte Spalte, Abb. 2b und ergänzende Abb. 12).

a: Bildgebungsergebnisse an Drahtphantomen (100 µm Durchmesser) unter Verwendung verschiedener Sendestrahlformungsstrategien. Die ersten drei Spalten zeigen die Bilder durch Plane-Wave-, Monofokus- und Wide-Beam-Compounding in unterschiedlichen Tiefen. Die vierte Spalte zeigt die Abbildungsauflösung des Wide-Beam-Compounding in Höhenrichtung. Die untere Reihe zeigt Bilder von lateral verteilten Drähten durch das Wide-Beam-Compounding, aus denen die laterale Genauigkeit und räumliche Auflösung bei unterschiedlichen lateralen Abständen von der Mittelachse ermittelt werden kann. b, Signal-Rausch-Verhältnisse als Funktion der Abbildungstiefe bei verschiedenen Übertragungsstrategien. c, Simulierte akustische Felder des Breitstrahl-Compoundings mit verstärktem akustischen Feld über den gesamten Insonationsbereich. d, Höhen-, seitliche und axiale Auflösungen des Geräts unter Verwendung von Breitstrahl-Compounding in verschiedenen Tiefen. e, laterale und axiale Auflösungen des Geräts unter Verwendung von Wide-Beam-Compounding mit unterschiedlichen lateralen Abständen von der Mittelachse. Die Daten in d und e sind Mittelwerte und Standardabweichungen aus fünf Tests (n = 5). f, Abbildung von Einschlüssen mit unterschiedlichen Kontrasten zur Matrix. Anhand dieser B-Mode-Bilder können der Dynamikbereich (g) und das Kontrast-Rausch-Verhältnis (h) des Geräts quantifiziert werden.

Um die räumlichen Auflösungen des Geräts mithilfe der Wide-Beam-Compounding-Strategie zu quantifizieren, haben wir die Halbwertsbreiten aus den aus den Bildern extrahierten Punktspreizfunktionskurven28 gemessen (Abb. 2a, dritte und vierte Spalte sowie die untere Reihe und ergänzende Abb. 11). Positionen 1 und 2). Mit zunehmender Tiefe verschlechtert sich die Höhenauflösung (Abb. 2d), da der Strahl in Höhenrichtung divergenter wird. Deshalb haben wir sechs kleine Elemente in ein langes Element integriert (Extended Data Abb. 1), um eine bessere Konvergenz des akustischen Strahls und eine bessere Höhenauflösung zu bieten. Die laterale Auflösung verschlechtert sich mit der Tiefe aufgrund des Empfangsstrahlformungsprozesses (Methoden) nur geringfügig (Abb. 2d). Die axiale Auflösung bleibt mit der Tiefe nahezu konstant (Abb. 2d), da sie nur von der Frequenz und Bandbreite des Wandlerarrays abhängt. In ähnlicher Weise bleibt die axiale Auflösung bei gleicher Tiefe bei unterschiedlichen seitlichen Abständen von der Mittelachse des Geräts konsistent, wohingegen die seitliche Auflösung in der Mitte am besten ist, wo es nach der Verbindung zu einer hohen Überlappung der akustischen Strahlen kommt (Abb. 2e). und Methoden).

Eine weitere wichtige Messgröße für die Bildgebung ist die Standortgenauigkeit. Die Übereinstimmungen zwischen den Bildgebungsergebnissen und den Grundwahrheiten (die roten Punkte in Abb. 2a) in axialer und lateraler Richtung betragen 96,01 % bzw. 95,90 %, was auf hervorragende Standortgenauigkeiten hinweist (Methoden).

Schließlich haben wir den Dynamikbereich und das Kontrast-Rausch-Verhältnis des Geräts mithilfe der Wide-Beam-Compounding-Strategie bewertet. Für die Auswertung wurden Phantome verwendet, die zylindrische Einschlüsse mit unterschiedlichen akustischen Impedanzen enthielten (Ergänzungsabbildung 11, Position 3). Eine hohe Fehlanpassung der akustischen Impedanz führt zu Bildern mit hohem Kontrast (Abb. 2f). Wir haben die durchschnittlichen Grauwerte der Einschlussbilder extrahiert und eine lineare Regression durchgeführt29 und den Dynamikbereich auf 63,2 dB bestimmt (Abb. 2g, ergänzende Abb. 16 und Methoden), was deutlich über dem normalerweise verwendeten 60-dB-Schwellenwert liegt medizinische Diagnose30.

Wir haben zwei interessierende Bereiche ausgewählt, einen innerhalb und einen außerhalb jedes Einschlussbereichs, um die Kontrast-Rausch-Verhältnisse31 abzuleiten, die zwischen 0,63 und 2,07 liegen (Abb. 2h und Methoden). Ein höherer Einschlusskontrast führt zu einem höheren Kontrast-Rausch-Verhältnis des Bildes. Die Einschlüsse mit dem geringsten Kontrast (+3 dB oder −3 dB) können deutlich sichtbar gemacht werden, was die herausragende Empfindlichkeit dieses Geräts20 zeigt. Die Leistung des tragbaren Bildgebers ist mit der des kommerziellen Geräts vergleichbar (Ergänzende Abbildungen 17 und 18, erweiterte Datentabelle 1 und ergänzende Diskussion 5).

Die Echokardiographie wird üblicherweise zur Untersuchung der strukturellen Integrität und der Blutabgabefähigkeit des Herzens eingesetzt. Einzigartig bei weichen Geräten ist, dass die Konturen der menschlichen Brust eine nichtplanare Verteilung der Wandlerelemente verursachen, was zu Phasenverzerrungen und damit zu Bildartefakten führt32. Wir haben einen dreidimensionalen Scanner verwendet, um die Brustkrümmung zu erfassen, um Elementpositionsverschiebungen innerhalb des tragbaren Bildgebers zu kompensieren und so Phasenverzerrungen während der Sende- und Empfangsstrahlformung zu korrigieren (Ergänzende Abbildung 19, Erweiterte Daten, Abbildung 2 und Ergänzende Diskussion 6).

Wir haben die Leistung des tragbaren Geräts mit einem kommerziellen Gerät in vier Hauptansichten der Echokardiographie verglichen, in denen kritische Herzmerkmale identifiziert werden können (Erweiterte Daten, Abb. 3). Abbildung 3a zeigt die schematischen Darstellungen und entsprechenden B-Modus-Bilder dieser vier Ansichten, einschließlich der apikalen Vierkammeransicht, der apikalen Zweikammeransicht, der parasternalen Langachsenansicht und der parasternalen Kurzachsenansicht. Der Unterschied zwischen den Ergebnissen von tragbaren und kommerziellen Geräten ist vernachlässigbar. Die parasternale Kurzachsenansicht eignet sich besonders zur Beurteilung der kontraktilen Funktion des Myokards anhand seiner Bewegung in radialer Richtung und seiner relativen Verdickung, da beides in dieser Ansicht leicht zu erkennen ist. Während der Kontraktion und Entspannung erfährt das gesunde Myokard eine Belastung und die Wandstärke ändert sich entsprechend: Verdickung während der Kontraktion und Ausdünnung während der Entspannung. Die Stärke der Kontraktionsfunktion des linken Ventrikels kann durch die Stärke der Myokardbelastung direkt auf dem Ultraschallbild widergespiegelt werden. Anomalien der kontraktilen Funktion, wie z. B. Akinese, können auf eine ischämische Herzkrankheit und einen Myokardinfarkt hinweisen33.

a, Schemata und B-Modus-Bilder der Herzanatomie von tragbaren und kommerziellen Bildgebern. Der tragbare Bildgeber wurde für die Bildgebung in den parasternalen Längs- und Kurzachsenansichten in die parasternale Position gebracht und für die Bildgebung in den apikalen Vierkammer- und Zweikammeransichten in die apikale Position gebracht. b, 17-Segment-Modelldarstellung der linken Ventrikelwand. Jeder der konzentrisch verschachtelten Ringe, die das kreisförmige Diagramm bilden, stellt die parasternale Kurzachsenansicht der Myokardwand von einer anderen Ebene des linken Ventrikels aus dar. c, B-Modus-Bilder des linken Ventrikels in basaler, mittlerer und apikaler Ansicht (obere Reihe) und entsprechende typische Verschiebung für die Segmente 3, 10 bzw. 14 (untere Reihe). Die physischen Regionen der linken Ventrikelwand, die durch jedes Segment des 17-Segment-Modells dargestellt werden, wurden auf den entsprechenden Kurzachsenansichten beschriftet. Die Gipfel sind mit roten Punkten markiert. d, M-Modus-Bilder (oben links), extrahiert aus der parasternalen Längsachsenansicht und entsprechende Elektrokardiogrammsignale (unten links). Ein vergrößertes Diagramm zeigt die verschiedenen Phasen eines repräsentativen Herzzyklus (rechts). Zu den primären Ereignissen gehören Diastole und Öffnen der Mitralklappe während der P-Welle des Elektrokardiogramms, Öffnen der Aortenklappe und Systole während des QRS-Komplexes und Schließen der Aortenklappe während der T-Welle. AC, Vorhofkontraktion; AMVL, vorderes Mitralklappensegel; CI, kommerzieller Imager; ERF, frühe schnelle Füllung; Ej., Auswurf; IVCT, isovolumetrische Kontraktionszeit; IVRT, isovolumetrische Relaxationszeit; IVS, interventrikuläres Septum; LA, linkes Atrium; LV, linker Ventrikel; LVIDd, linksventrikulärer Innendurchmesser, Enddiastole; LVIDs, Endsystole mit Innendurchmesser des linken Ventrikels; LVOT, linksventrikulärer Ausflusstrakt; LVPW, linksventrikuläre Hinterwand; MV, Mitralklappe; RA, rechter Vorhof; RV, rechter Ventrikel; TV, Trikuspidalklappe; WI, tragbarer Imager.

Um das spezifische Segment der linken Ventrikelwand, das möglicherweise pathologisch ist, besser zu lokalisieren, kann das 17-Segment-Modell wie in der klinischen Standardpraxis übernommen werden33 (Abb. 3b). Wir haben die basalen, mittleren und apikalen Schnitte der parasternalen Kurzachsenansicht von der linken Ventrikelwand genommen und sie entsprechend dem Modell in Segmente unterteilt. Jedes Segment ist mit einer bestimmten Koronararterie verbunden, sodass eine Ischämie in den Koronararterien anhand der Akinesie im entsprechenden Myokardsegment lokalisiert werden kann33. Anschließend haben wir die Verschiebungswellenformen der Myokardgrenzen aufgezeichnet (Abb. 3c und ergänzende Diskussion 6). Die beiden Spitzen in jedem Herzzyklus in den Verschiebungskurven entsprechen den beiden Zuflüssen in den linken Ventrikel während der Diastole. Die Wandverschiebungen, gemessen in der basalen, mittleren und apikalen Ansicht, werden aufgrund des abnehmenden Radius des Myokards entlang der konischen Form des linken Ventrikels sukzessive kleiner.

Bilder im Bewegungsmodus (M-Modus) verfolgen Aktivitäten im Zeitverlauf in einer eindimensionalen Zielregion34,35. Wir haben M-Modus-Bilder aus parasternalen B-Modus-Bildern mit Längsachsenansicht extrahiert (Abb. 3d). Zu den primären Zielen gehören die linke Herzkammer, das Septum und die Mitral-/Aortenklappen. Im M-Modus können Strukturinformationen wie die Myokarddicke und der linksventrikuläre Durchmesser anhand der Abstände zwischen den Merkmalsgrenzen verfolgt werden. Klappenfunktionen, beispielsweise ihre Öffnungs- und Schließgeschwindigkeiten, können anhand des Abstands zwischen Segel und Septumwand bewertet werden (Ergänzende Diskussion 1). Darüber hinaus können wir die mechanischen Aktivitäten in den M-Mode-Bildern mit den elektrischen Aktivitäten im Elektrokardiogramm korrelieren, die gleichzeitig in verschiedenen Phasen eines Herzzyklus gemessen wurden (Abb. 3d und ergänzende Diskussionen 1 und 6).

Die Stressechokardiographie beurteilt die kardialen Reaktionen auf Stress, der durch sportliche Betätigung oder pharmakologische Wirkstoffe hervorgerufen wird. Dazu kann eine neue oder verschlimmerte Ischämie gehören, die sich in Form von Wandbewegungsanomalien äußert, und ist von entscheidender Bedeutung für die Diagnose von Erkrankungen der Herzkranzgefäße36. Darüber hinaus scheinen Personen mit Herzinsuffizienz im Ruhezustand manchmal asymptomatisch zu sein, da das Herz seine Leistungsfähigkeit opfert, um die gleiche Herzleistung aufrechtzuerhalten37,38. Dadurch, dass das Herz während des Trainings an seine Grenzen gebracht wird, wird die mangelnde Leistungsfähigkeit deutlich. Bei aktuellen Verfahren werden Ultraschallbilder jedoch nur vor und nach dem Training angefertigt. Mit dem umständlichen Gerät ist es unmöglich, während des Trainings Daten zu erfassen, die unschätzbare Erkenntnisse in Echtzeit liefern können, wenn neue Anomalien auftreten39 (Ergänzende Diskussion 7). Da Bilder traditionell nach dem Training aufgenommen werden, kann eine schnelle Genesung außerdem jede vorübergehende pathologische Reaktion während Stress überdecken und zu falsch negativen Untersuchungen führen40. Darüber hinaus ist der Endpunkt für den Abbruch der Übung subjektiv, was zu suboptimalen Tests führen kann.

Das tragbare Ultraschallpflaster ist ideal, um diese Herausforderungen zu meistern. Das Gerät kann mit minimaler Einschränkung der Bewegung des Probanden an der Brust befestigt werden und ermöglicht eine kontinuierliche Aufzeichnung der Herzaktivitäten vor, während und nach dem Training mit vernachlässigbaren Bewegungsartefakten (Extended Data Abb. 4). Dadurch werden nicht nur die Echtzeitreaktionen während des Tests erfasst, sondern auch objektive Daten zur Standardisierung des Endpunkts bereitgestellt und die Patientensicherheit während des gesamten Tests erhöht (Ergänzende Diskussion 7). Als Koppelmittel verwendeten wir Liquidus-Silikon, um Bilder mit stabiler Qualität zu erhalten, anstelle wasserbasierter Ultraschallgele, die mit der Zeit verdampfen (Ergänzende Abbildungen 20 und 21 und ergänzende Diskussion 8). Nach 24 Stunden ununterbrochenem Tragen konnten wir keine Hautreizungen oder Allergien feststellen (ergänzende Abbildung 22). Die Herzfrequenz des Probanden blieb bei einer konstanten Gerätetemperatur von etwa 32 °C stabil, nachdem das Gerät eine Stunde lang ununterbrochen in Betrieb war (ergänzende Abbildung 23). Darüber hinaus wurde ein Gerät an verschiedenen Probanden getestet (Ergänzende Abbildung 24). Die reproduzierbaren Ergebnisse zeigen die stabile und zuverlässige Leistung des tragbaren Bildgebers.

Wir führten eine Stressechokardiographie durch, um die Leistung des Geräts während des Trainings zu demonstrieren (Ergänzende Diskussion 7). Das Gerät wurde zur kontinuierlichen Aufzeichnung entlang der parasternalen Längsachse während des gesamten Prozesses, der aus drei Hauptphasen bestand, am Probanden befestigt (Abb. 4a). Im Ruhestadium liegt der Proband in Rückenlage. In der Trainingsphase trainierte der Proband in mehreren Intervallen auf einem stationären Fahrrad, bis eine mögliche maximale Herzfrequenz erreicht war. In der Erholungsphase wurde der Proband wieder in die Rückenlage gebracht. Das Gerät zeigte eine ununterbrochene Verfolgung der linksventrikulären Aktivitäten, einschließlich der entsprechenden M-Mode-Echokardiographie und der synchronisierten Herzfrequenzwellenform (Abb. 4b, c, erweiterte Daten Abb. 5 und Zusatzvideo 3). Wir untersuchten einen repräsentativen Abschnitt jeder Testphase und extrahierten die linksventrikuläre Innendurchmesser-Endsystole (LVIDs) und die linksventrikuläre Innendurchmesser-Enddiastole (LVIDd) (Abb. 4d). Die LVIDs und LVIDd des Probanden blieben während der Ruhephase stabil (Abb. 4e). In der Belastungsphase bewegten sich das interventrikuläre Septum und die linke ventrikuläre Hinterwand des Probanden näher an die Hautoberfläche, wobei sich letztere stärker bewegten als erstere, was zu einem Rückgang der LVIDs und LVIDd führte. In der Erholungsphase normalisierten sich die LVIDs und LVIDd langsam. Die Variation der fraktionellen Verkürzung, ein Maß für die Kontraktilität der Herzmuskulatur, spiegelt den sich ändernden Bedarf an Blutversorgung in verschiedenen Stadien der Stressechokardiographie wider (Abb. 4e). Insbesondere Abschnitt 4 in Abb. 4b umfasst Trainings- und Ruheintervalle, in denen auch Muster eines tiefen Atems anhand der Bewegungen der linken ventrikulären Hinterwand erkennbar sind (Abb. 4f).

a, Drei Stufen der Stress-Echokardiographie. In der Ruhephase lag die Testperson etwa 4 Minuten lang auf dem Rücken. In der Übungsphase fuhr die Testperson etwa 15 Minuten lang auf einem stationären Fahrrad, mit Pausenpausen. In der Erholungsphase lag die Testperson erneut etwa 10 Minuten lang auf dem Rücken. Der tragbare Bildgeber wurde während des gesamten Tests, auch während der Übergänge zwischen den Phasen, an der Brust des Probanden befestigt. b: Kontinuierliche M-Mode-Echokardiographie, extrahiert aus den parasternalen B-Mode-Langachsenbildern des gesamten Prozesses. Hauptmerkmale des interventrikulären Septums und der linken ventrikulären Hinterwand werden identifiziert. Beschriftet sind die Phasen Ruhe, Belastung (mit Ruhepausen) und Erholung. c: Variationen der Herzfrequenz, extrahiert aus der M-Mode-Echokardiographie. d, Vergrößerte Bilder der Abschnitte 1 (Ruhe), 2 (Übung) und 3 (Erholung) (gestrichelte Kästchen) in b. e, Wellenformen der linksventrikulären Innendurchmesser-Enddiastole (LVIDd) und der linksventrikulären Innendurchmesser-Endsystole (LVIDs) der drei verschiedenen Abschnitte der Aufzeichnung und entsprechende durchschnittliche fraktionelle Verkürzungen. f, Vergrößerte Bilder von Abschnitt 4 (gestrichelter Kasten) während des Trainings mit Ruheintervallen in b. Im ersten Intervall atmete die Testperson sechsmal rhythmisch tief durch, während es während des Trainings keine offensichtlichen Anzeichen eines tiefen Einatmens zu geben scheint, wahrscheinlich weil die Testperson von der Zwerchfellatmung (Ruhe) auf die Brustatmung (Übung) umgeschaltet hat flacher und nimmt normalerweise weniger Zeit in Anspruch.

Herz-Kreislauf-Erkrankungen gehen häufig mit Veränderungen der Pumpleistung des Herzens einher, die anhand des Schlagvolumens, des Herzzeitvolumens und der Auswurffraktion gemessen werden können. Die nicht-invasive, kontinuierliche Überwachung dieser Indizes ist für die Früherkennung und Überwachung von Herz-Kreislauf-Erkrankungen wertvoll (Ergänzende Diskussion 9). In diesen Wellenformen enthaltene kritische Informationen können dazu beitragen, potenzielle Risikofaktoren genau zu bestimmen und den Gesundheitszustand zu verfolgen41 (Ergänzende Diskussion 10). Andererseits kann die Verarbeitung der beispiellosen Bilddatenströme, wenn sie manuell durchgeführt wird, für Kliniker überwältigend sein, was möglicherweise zu Variabilität zwischen Beobachtern oder sogar zu Fehlern führt42.

Die automatische Bildverarbeitung kann diese Herausforderungen meistern. Wir haben ein neuronales Deep-Learning-Netzwerk eingesetzt, um Schlüsselinformationen (z. B. das linksventrikuläre Volumen in der apikalen Vierkammeransicht) aus dem kontinuierlichen Bildstrom zu extrahieren (Abb. 5a, ergänzende Abbildung 25 und ergänzende Diskussion 11). Wir haben verschiedene Arten von Deep-Learning-Modellen43 anhand der Ausgabebilder und Wellenformen des linksventrikulären Volumens bewertet (Extended Data Abb. 6 und 7, Ergänzungstabelle 3 und Ergänzungsvideo 4). Das FCN-32-Modell übertrifft andere basierend auf qualitativen und quantitativen Analysen (ergänzende Abbildung 26, ergänzende Tabellen 4 und 5 und ergänzende Diskussion 11). Wir haben auch eine Datenerweiterung angewendet, um den Datensatz zu erweitern und die Leistung zu verbessern (ergänzende Abbildung 27 und ergänzende Diskussion 11).

a, Schematischer Arbeitsablauf. Vorverarbeitete Bilder werden zum Trainieren des FCN-32-Modells verwendet. Das trainierte Modell akzeptiert die unverarbeiteten Bilder und sagt das Volumen des linken Ventrikels (LV) voraus, auf dessen Grundlage Schlagvolumen, Herzzeitvolumen und Ejektionsfraktion abgeleitet werden. b: Linksventrikuläre Volumenwellenform, die vom FCN-32-Modell sowohl vom tragbaren Imager (WI) als auch vom kommerziellen Imager (CI) generiert wurde (links). Kritische Merkmale werden in einem detaillierten Herzzyklus gekennzeichnet (rechts). c, Bland-Altman-Analyse des Durchschnitts (x-Achse) und der Differenz zwischen (y-Achse) den modellgenerierten und manuell beschrifteten linksventrikulären Volumina für die tragbaren (schwarz) und kommerziellen (rot) Bildgeber. Gestrichelte Linien zeigen das 95 %-Konfidenzintervall an und etwa 95 % der Datenpunkte liegen für beide Bildgeber innerhalb des Intervalls. Durchgezogene Linien zeigen mittlere Unterschiede an. d, Vergleich des Schlagvolumens, des Herzzeitvolumens und der Ejektionsfraktion, die aus den Ergebnissen der tragbaren und kommerziellen Bildgeber extrahiert wurden. Die Daten sind Mittelwerte und Standardabweichungen aus zwölf Herzzyklen (n = 12). e, Die modellgenerierte linksventrikuläre Volumenwellenform in der Erholungsphase. f, Drei repräsentative Abschnitte der Aufnahme aus der Anfangs-, Mittel- und Endphase von e. Endsystolisches Volumen (ESV), enddiastolisches Volumen (EDV), Schlagvolumen und Ejektionsfraktion (g) sowie Herzzeitvolumen und Herzfrequenzwellenformen (h), abgeleitet von der linksventrikulären Volumenwellenform. Das endsystolische Volumen und das enddiastolische Volumen erholen sich im Endabschnitt allmählich wieder im Normalbereich. Das Schlagvolumen erhöht sich von etwa 60 ml auf etwa 70 ml. Die Auswurffraktion nimmt von etwa 80 % auf etwa 60 % ab. Das Herzzeitvolumen nimmt von etwa 11 l/min auf etwa 9 l/min ab, was darauf hinweist, dass die abnehmende Herzfrequenz von etwa 175 Schlägen pro Minute auf etwa 130 Schläge pro Minute das zunehmende Schlagvolumen überschattet. AS, Vorhofsystole; IC, isovolumetrische Kontraktion; IR, isovolumetrische Entspannung; RI, schneller Zufluss.

Die ausgegebenen linksventrikulären Volumina für tragbare und kommerzielle Bildgeber zeigen ähnliche Wellenformmorphologien (Abb. 5b, links). Anhand der Wellenformen können entsprechende Phasen eines Herzzyklus identifiziert werden (Abb. 5b, rechts und erweiterte Daten Abb. 8). Die Bland-Altman-Analyse liefert einen quantitativen Vergleich zwischen den modellgenerierten und manuell markierten linksventrikulären Volumina, was auf eine stabile und zuverlässige Leistung des FCN-32-Modells hinweist (Abb. 5c und ergänzende Diskussion 11). Die mittleren Unterschiede im linksventrikulären Volumen betragen jeweils etwa −1,5 ml, was für die medizinische Standarddiagnose akzeptabel ist45. Anschließend leiteten wir Schlagvolumen, Herzzeitvolumen und Ejektionsfraktion aus den linksventrikulären Volumenwellenformen ab. Bei den Durchschnittswerten oder Standardabweichungen zwischen den beiden Geräten ist kein deutlicher Unterschied zu beobachten (Abb. 5d). Die Ergebnisse bestätigten die vergleichbare Leistung des tragbaren Imagers mit der des kommerziellen Imagers.

Das linksventrikuläre Volumen ändert sich ständig und folgt bei gesunden Probanden im Ruhezustand im Allgemeinen einem Steady-State-Muster. Daher bleiben Schlagvolumen, Herzzeitvolumen und Ejektionsfraktion tendenziell ebenfalls konstant. Allerdings können Herzerkrankungen oder alltägliche Aktivitäten wie sportliche Betätigung diese Indizes dynamisch verändern. Um die Leistung des tragbaren Bildgebers in dynamischen Situationen zu validieren, haben wir das linksventrikuläre Volumen aus Aufzeichnungen in der Erholungsphase der Stressechokardiographie extrahiert (Abb. 5e). Die Abmessungen des linken Ventrikels können aufgrund anatomischer Einschränkungen des menschlichen Körpers nicht genau bestimmt werden, wenn die Bilder im Stehen aufgenommen werden (ergänzende Abbildung 28 und ergänzende Diskussion 9). Aufgrund der tiefen Atmung nach dem Training wurde das Herz im Bild manchmal durch die Lunge blockiert. Wir haben einen Bildimputationsalgorithmus verwendet, um den blockierten Teil zu ergänzen (ergänzende Abbildung 29 und ergänzende Diskussion 11). Die erfasste Wellenform zeigt einen zunehmenden Trend des linksventrikulären Volumens. Abbildung 5f zeigt drei repräsentative Abschnitte der Aufzeichnung vom Anfang, der Mitte und dem Ende der Wiederherstellungsphase. Im Anfangsabschnitt ist das Diastasestadium aufgrund der hohen Herzfrequenz kaum wahrnehmbar. Im Mittelteil wird das Diastasestadium sichtbar. Im Endabschnitt nimmt die Herzfrequenz deutlich ab. Das enddiastolische und postsystolische Volumen nimmt zu, da der langsamere Herzschlag während der Erholung dem Blut mehr Zeit gibt, den linken Ventrikel zu füllen46 (Abb. 5g). Das Schlagvolumen nimmt allmählich zu, was darauf hindeutet, dass das enddiastolische Volumen etwas schneller zunimmt als das postsystolische Volumen (Abb. 5g). Die Ejektionsfraktion nimmt mit abnehmender Herzkontraktion während der Erholung ab (Abb. 5g). Das Herzzeitvolumen nimmt ab, was darauf hindeutet, dass die sinkende Herzfrequenz einen größeren Einfluss hat als das zunehmende Schlagvolumen (Ergänzungsdiskussion 9).

Die Echokardiographie ist für die Diagnose von Herzerkrankungen von entscheidender Bedeutung, die derzeitige Implementierung in Kliniken ist jedoch umständlich und schränkt ihre Anwendung bei der kontinuierlichen Überwachung ein. Neuen Technologien, die auf tragbaren starren Modulen25 oder flexiblen Patches47 basieren, fehlen eine oder mehrere der idealen Eigenschaften tragbarer Ultraschalltechnologien (erweiterte Datentabelle 2). In dieser Arbeit ermöglichten wir eine ununterbrochene Bild-für-Bild-Aufnahme von Herzbildern, selbst wenn die Testperson intensiv trainierte. Darüber hinaus lieferte der tragbare Bildgeber mit Deep Learning verwertbare Informationen, indem er automatisch und kontinuierlich Kurven kritischer Herzmetriken wie Myokardverschiebung, Schlagvolumen, Ejektionsfraktion und Herzzeitvolumen ausgab, die in der Intensivpflege, bei der Behandlung von Herz-Kreislauf-Erkrankungen und im Sport äußerst wünschenswert sind Wissenschaft48. Diese Fähigkeit ist in der herkömmlichen klinischen Praxis beispiellos9 und die Nicht-Invasivität kann potenzielle Vorteile für die ambulante und sportliche Bevölkerung bieten.

Die Auswirkungen dieser Technologie gehen weit über die Bildgebung des Herzens hinaus, da sie auf die Bildgebung anderer tiefer gelegener Gewebe wie der unteren Hohlvene, der Bauchaorta, der Wirbelsäule und der Leber verallgemeinert werden kann (ergänzende Abbildung 30). Wie beispielsweise in einem ultraschallgeführten Biopsieverfahren an einem Zystenphantom gezeigt wird (ergänzende Abbildung 31), stellen die beiden orthogonalen Bildgebungsabschnitte den gesamten Biopsievorgang gleichzeitig dar, wodurch eine Hand des Bedieners frei wird (ergänzendes Video 5). Die einzigartige Fähigkeit dieser Technologie macht es überflüssig, dass ein Bediener das Gerät ständig halten muss.

Weitere zukünftige Bemühungen könnten durch eine weitere Verbesserung der räumlichen Auflösung erfolgen (ergänzende Abbildung 32). Ein dreidimensionaler Scanner kann nur die Krümmung einer statischen menschlichen Brust darstellen. Um der dynamischen Brustkrümmung Rechnung zu tragen, müssen fortschrittliche Bildgebungsalgorithmen entwickelt werden, um die Phasenverzerrung zu kompensieren und so die räumliche Auflösung zu verbessern. Darüber hinaus ist der tragbare Bildgeber über ein flexibles Kabel mit dem Back-End-System zur Datenverarbeitung verbunden (ergänzende Abbildung 33), und zukünftige Arbeiten müssen sich auf die Miniaturisierung und Integration des Systems konzentrieren. Außerdem kann das neuronale Netzwerk FCN-32 derzeit nur auf Probanden im Trainingsdatensatz angewendet werden. Seine Generalisierbarkeit könnte möglicherweise durch die Erweiterung des Trainingsdatensatzes oder die Optimierung des Netzwerks mit Fow-Shot-Learning-49- oder Reinforcement-Learning-50-Strategien verbessert werden, wodurch sich das Modell an eine größere Population anpassen kann.

Eutektisches Gallium-Indium-Flüssigmetall, Toluol, Ethylalkohol, Aceton und Isopropylalkohol wurden von Sigma-Aldrich bezogen. SEBS (G1645) wurde von Kraton bezogen. Als Verkapselungsmaterial des Geräts wurde Silikon (Ecoflex 00-30) von Smooth-On gekauft. Als Ultraschallkopplungsmittel wurde Silikon (Silbione) von Elkem Silicones bezogen. Das Aquasonic-Ultraschallübertragungsgel wurde von Parker Laboratories gekauft. 1-3-Komposit (PZT-5H) wurde von Del Piezo Specialties gekauft. Silberepoxidharz (Von Roll 3022 E-Solder) wurde von EIS bezogen. Das anisotrop leitfähige Folienkabel wurde von Elform bezogen.

Wir haben das Wandlerarray in einer orthogonalen Geometrie entworfen, ähnlich einem Mills-Kreuzarray (ergänzende Abbildung 34), um gleichzeitig biplane Standardansichten zu erzielen. Für die Wandler haben wir den 1-3-Verbundwerkstoff zum Senden und Empfangen von Ultraschallwellen gewählt, da er über eine überlegene elektromechanische Kopplung verfügt18. Darüber hinaus liegt die akustische Impedanz von 1-3-Verbundwerkstoffen nahe an der der Haut, wodurch die Ausbreitung akustischer Energie in menschliches Gewebe maximiert wird19. Die Trägerschicht dämpft den Nachschwingeffekt, erweitert die Bandbreite und verbessert so die räumliche Auflösung18,51.

Wir haben eine automatische Ausrichtungsstrategie verwendet, um das orthogonale Array herzustellen. Die bestehende Methode zum Verbinden der Trägerschicht mit dem 1-3-Verbundwerkstoff bestand darin, zunächst viele kleine Stücke der Trägerschicht und des 1-3-Verbundwerkstoffs in Würfel zu schneiden und dann jedes Paar einzeln miteinander zu verbinden. Zum Ausrichten der kleinen Teile wurde eine Schablone benötigt. Diese Methode war von sehr geringer Effizienz. In dieser Studie verbinden wir ein großes Stück Trägerschicht mit einem großen Stück 1-3-Verbundwerkstoff und schneiden sie dann in kleine Stücke mit vorgegebenen Konfigurationen zusammen. Das gewürfelte Array wird dann automatisch mit hoher Gleichmäßigkeit und perfekter Ausrichtung auf Klebeband ausgerichtet.

Elektroden, die auf eutektischem Gallium-Indium-Flüssigmetall basieren, werden hergestellt, um eine bessere Dehnbarkeit und eine höhere Fertigungsauflösung zu erreichen als bestehende Elektroden, die auf schlangenförmigen Kupferdünnfilmen basieren. Eutektische Gallium-Indium-Legierungen werden typischerweise durch Ansätze wie Schablonenlithographie52, maskierte Abscheidung53, Tintenstrahldruck54, Mikrokontaktdruck55 oder mikrofluidische Kanalisierung56 strukturiert. Obwohl diese Ansätze zuverlässig sind, ist ihre Musterauflösung entweder begrenzt oder sie erfordern hochentwickelte Photolithographie- oder Druckhardware. Die hochentwickelte Hardware macht die Herstellung kompliziert und zeitaufwändig, was eine Herausforderung bei der Entwicklung kompakter, hautkonformer tragbarer Elektronik darstellt.

In dieser Studie nutzten wir eine neue Technologie zur Musterung. Wir haben zunächst eine dünne Schicht flüssiges Metall im Siebdruckverfahren auf ein Substrat gedruckt. Eine wichtige Überlegung vor dem Siebdruck war, wie das flüssige Metall das Substrat benetzen kann. Um dieses Problem zu lösen, haben wir große flüssige Metallpartikel mithilfe eines Spitzenbeschallers in kleine Mikropartikel dispergiert (ergänzende Abbildung 2). Wenn Mikropartikel mit Luft in Kontakt kamen, bildete ihre äußerste Schicht eine Oxidschicht, die die Oberflächenspannung senkte und die Aggregation dieser Mikropartikel verhinderte. Darüber hinaus verwendeten wir 1,5 Gew.-% SEBS als Polymermatrix zum Dispergieren der Flüssigmetallpartikel, da SEBS die Flüssigmetalloberfläche gut benetzen konnte. Als Substrat haben wir auch SEBS verwendet. Daher könnten die SEBS in der Matrix und dem Substrat nach dem Siebdruck verschmelzen und miteinander aushärten, wodurch die flüssige Metallschicht effizient und gleichmäßig am Substrat haften kann. Dann verwendeten wir Laserablation, um das flüssige Metall selektiv vom Substrat zu entfernen und strukturierte Elektroden zu bilden.

Die große Anzahl piezoelektrischer Wandlerelemente im Array erfordert viele solcher Elektroden, um jedes Element einzeln anzusprechen. Wir haben eine vierschichtige Oberelektrode und eine gemeinsame Erdungselektrode entworfen. Zur Isolierung befinden sich zwischen verschiedenen Schichten von Flüssigmetallelektroden SEBS-Schichten. Um alle Elektrodenschichten für die Verbindung mit den Wandlerelementen freizulegen, haben wir mithilfe der Laserablation vertikale Verbindungszugänge gebohrt21. Darüber hinaus haben wir eine dehnbare Abschirmschicht aus flüssigem Metall erstellt und diese über einen vertikalen Verbindungszugang geerdet, wodurch das Gerät effektiv vor externen elektromagnetischen Störungen geschützt wurde (ergänzende Abbildung 8).

Bevor wir die Elektroden am Wandlerarray befestigten, trugen wir eine Toluol-Ethanol-Lösung (Volumenverhältnis 8:2) auf die Oberseite der mehrschichtigen Elektrode auf, um das Elastomer auf Flüssigmetallbasis zu erweichen, was auch als „Lösungsmittelschweißen“ bekannt ist. . Das erweichte SEBS bot eine ausreichende Kontaktfläche, die zur Bildung einer relativ starken Van-der-Waals-Kraft zwischen den Elektroden und dem Metall auf der Wandleroberfläche beitragen könnte. Nachdem wir die Elektroden mit dem Wandlerarray verbunden hatten, ließen wir das Gerät bei Raumtemperatur stehen, damit das Lösungsmittel verdampfen konnte. Die endgültige Klebefestigkeit von mehr als 200 kPa ist stärker als bei vielen handelsüblichen Klebstoffen22.

Um das Gerät einzukapseln, haben wir das Gerät in einer Petrischale mit ungehärtetem Silikonelastomer (Ecoflex 00-30, Smooth-On) gespült, um die Lücke zwischen der oberen und unteren Elektrode und die Schnittfuge zwischen den Wandlerelementen zu füllen. Anschließend haben wir das Silikonelastomer 10 Minuten lang bei 80 °C in einem Ofen ausgehärtet. Als Füllmaterial unterdrückt es störende Scherwellen von benachbarten Elementen und isoliert effektiv Übersprechen zwischen den Elementen18,19. Vor diesem Hintergrund glauben wir, dass der Hauptgrund für die unterdrückten unerwünschten Scherwellen im Epoxidharz im 1-3-Verbundwerkstoff liegt, das die seitliche Vibration der piezoelektrischen Materialien begrenzt. Das Ecoflex als Füllmaterial hat vielleicht dazu beigetragen, spielte aber keine große Rolle, da die Schnittfuge nicht allzu breit ist, nur 100 bis 200 µm. Wir haben den Glasträger auf der oberen Elektrode abgehoben und die obere Elektrode direkt mit einer Abschirmschicht bedeckt. Dann haben wir den Glasschieber an der unteren Elektrode abgehoben, um das gesamte Gerät freizugeben. Abschließend vervollständigte das Siebdrucken einer etwa 50 μm dicken Silikonklebstoffschicht auf die Geräteoberfläche die gesamte Herstellung.

Bestehende tragbare Ultraschall-Arrays können durch schlangenförmige dünne Metallfilme als Elektroden eine hervorragende Dehnbarkeit erreichen19,26. Die Serpentinengeometrie schränkt jedoch den Füllgrad funktionaler Komponenten stark ein und schließt die Entwicklung von Systemen aus, die eine hohe Integrationsdichte oder einen kleinen Pitch erfordern. In dieser Studie haben wir uns aufgrund seiner großen intrinsischen Dehnbarkeit für die Verwendung von flüssigem Metall als Elektrode entschieden, was die Herstellung einer Elektrode mit hoher Dichte ermöglicht. Die strukturierte Flüssigmetallelektrode hatte eine Mindestbreite von etwa 30 μm mit einer Rille von etwa 24 μm (ergänzende Abbildung 3), eine Größenordnung feiner als andere dehnbare Elektroden 18, 26, 57. Die Flüssigmetallelektrode ist ideal für die Verbindung von Arrays mit kleinem Rastermaß58.

Diese Flüssigmetallelektrode zeigte eine hohe Leitfähigkeit, außergewöhnliche Dehnbarkeit und eine vernachlässigbare Widerstandsänderung unter Zugbelastung (Abb. 1b und ergänzende Abb. 4). Der anfängliche Widerstand bei 0 % Dehnung betrug 1,74 Ω (entsprechend einer Leitfähigkeit von etwa 11.800 S m−1), vergleichbar mit berichteten Studien59,60. Der Widerstand nahm mit der Dehnung allmählich zu, bis die Elektrode die Ausfalldehnung von etwa 750 % erreichte (Abb. 1b und ergänzende Abb. 4). Der relative Widerstand ist ein Parameter, der häufig verwendet wird, um die Änderung des Widerstands eines Leiters (in diesem Fall der Flüssigmetallelektrode) bei unterschiedlichen Belastungen relativ zum Anfangswiderstand zu charakterisieren58,59,60. Der relative Widerstand ist einheitenlos. Bei einer Dehnung von 0 % betrug der Anfangswiderstand R0 1,74 Ω. Als die Elektrode einer Belastung von 750 % ausgesetzt war, brach die Elektrode und der Widerstand R an der Bruchstelle wurde mit 44,87 Ω gemessen. Daher betrug der relative Widerstand (R/R0) an der Bruchstelle 25,79.

Um die Elektrodenermüdung zu untersuchen, haben wir sie einer zyklischen Zugbelastung von 100 % ausgesetzt (Abb. 1c). In den ersten 500 Zyklen wurde ein allmählicher Anstieg des Elektrodenwiderstands beobachtet, da das flüssige Metall bei Dehnung mehr Oberflächen freilegen konnte. Diese neuen Oberflächen wurden nach Kontakt mit Luft oxidiert, was zu einem Widerstandsanstieg führte (ergänzende Abbildung 4). Nach den ersten 500 Zyklen zeigte die Flüssigmetallelektrode einen stabilen Widerstand, da nach einer Zyklenperiode nicht viele neue Oberflächen freigelegt wurden.

Diese Studie ist die erste, bei der Elektroden auf Flüssigmetallbasis zur Verbindung von Ultraschallwandlerelementen verwendet werden. Die Verbindungsstärke zwischen ihnen entscheidet direkt über die Robustheit und Lebensdauer des Geräts. Dies ist besonders kritisch für das tragbare Pflaster, das während des Gebrauchs wiederholten Verformungen ausgesetzt ist. Daher haben wir die Bindungsstärke der Elektrode am Wandlerelement mithilfe eines Überlappungsschertests charakterisiert. Die Flüssigmetallelektrode wurde zunächst mit dem Wandlerelement verbunden. Die anderen Seiten der Elektrode und des Elements wurden beide mit steifen Stützschichten befestigt. Die Trägerschicht dient zum Spannen durch die Zugklemmen der Prüfmaschine. Proben werden beschädigt, wenn sie direkt an den Spannzeugen festgeklemmt werden. Anschließend wurde die Probe einer uniaxialen Streckung mit einer Dehnungsrate von 0,5 s−1 ausgesetzt. Der Test wurde abgebrochen, als sich die Elektrode vom Wandlerelement löste. Eine SEBS-Folie wurde mit einem Wandlerelement verbunden und wir führten den Überlappungsschertest mit der gleichen Methode durch. Die Spitzenwerte der Kurve wurden zur Darstellung der Überlappungsscherfestigkeit verwendet (Abb. 1d). Die Klebefestigkeit zwischen der reinen SEBS-Folie und dem Wandlerelement betrug etwa 250 kPa und die zwischen der Elektrode und dem Wandlerelement etwa 236 kPa, was beides stärker war als viele handelsübliche Klebstoffe (Ergänzungstabelle 2). Die Ergebnisse deuten auf eine robuste Bindung zwischen der Elektrode und dem Element hin, die eine Delamination der Elektroden bei verschiedenen Verformungen verhindert. Diese robuste Verbindung unterliegt keinen Einschränkungen hinsichtlich der übertragbaren Ultraschalldrücke.

Der elektromechanische Kopplungskoeffizient der Wandlerelemente wurde mit 0,67 berechnet und liegt damit auf dem Niveau kommerzieller Sonden (0,58–0,69)61. Diese überlegene Leistung war größtenteils auf die Technik zur Verbindung von Wandlerelementen und Elektroden bei Raumtemperatur in dieser Studie zurückzuführen, die das piezoelektrische Material vor hitzebedingten Schäden und Depolarisation schützte. Der Phasenwinkel betrug >60° und war damit wesentlich größer als in den meisten früheren Studien18,62, was darauf hindeutet, dass sich die meisten Dipole im Element nach dem Bonden gut ausrichteten63. Der große Phasenwinkel zeigte auch die außergewöhnliche elektromechanische Kopplungsleistung des Geräts. Der dielektrische Verlust ist für die Bewertung des Bondvorgangs von entscheidender Bedeutung, da er die vom Wandlerelement an der Bondschnittstelle verbrauchte Energiemenge darstellt20. Der durchschnittliche dielektrische Verlust des Arrays betrug 0,026 und lag damit auf dem Niveau der berichteten starren Ultraschallsonden (0,02–0,04). Das Antwortecho wurde im Zeit- und Frequenzbereich charakterisiert (ergänzende Abbildung 1c), woraus das Signal-Rausch-Verhältnis von etwa 35 dB und die Bandbreite von etwa 55 % abgeleitet wurden. Die Übersprechwerte zwischen einem Paar benachbarter Elemente und einem Paar zweitnächster Nachbarn wurden charakterisiert (ergänzende Abbildung 1d). Das durchschnittliche Übersprechen lag im Feld unter dem Standardwert von −30 dB, was auf eine geringe gegenseitige Beeinflussung zwischen den Elementen hinweist.

Wir haben den tragbaren Bildgeber mithilfe eines kommerziellen Mehrzweckphantoms mit vielen Reflektoren unterschiedlicher Form, Anordnung und akustischer Impedanz an verschiedenen Standorten (CIRS ATS 539, CIRS Inc.) charakterisiert (ergänzende Abbildung 11). Die gesammelten Daten sind in der erweiterten Datentabelle 1 dargestellt. Bei den meisten Tests wurde das Gerät zunächst an der Phantomoberfläche befestigt und gedreht, um die beste Bildebene zu gewährleisten. Es wurden Rohbilddaten gespeichert, um einen minimalen Informationsverlust durch die Double-in-int8-Konvertierung zu gewährleisten. Anschließend wurden die Rohbilddaten mit der in der k-Wave-Toolbox bereitgestellten Funktion „scanConversion“ verarbeitet, um das sektorförmige Bildfenster (wiederhergestellte Daten) wiederherzustellen. Wir haben fünffaches Upsampling sowohl in vertikaler als auch in lateraler Richtung angewendet. Die hochgetasteten Daten wurden schließlich wie folgt in die dB-Einheit umgewandelt:

Die Eindringtiefe wurde mit einer Gruppe von Linien mit höherer akustischer Impedanz als der umgebende Hintergrund getestet, die in unterschiedlichen Tiefen im Phantom verteilt waren. Die Eindringtiefe ist definiert als die Tiefe der tiefsten Linie, die vom Hintergrund unterscheidbar ist (6 dB höher im Pixelwert). Da sich in dieser Studie die tiefste verfügbare Linie in einer Tiefe von 16 cm befand und vom Hintergrund noch erkennbar war, wurde die Eindringtiefe mit >16 cm ermittelt.

Die Genauigkeit ist definiert als die Präzision der gemessenen Distanz. Die Genauigkeit wurde mit den vertikalen und lateralen Gruppen von Linienphantomen getestet. Der physische Abstand zwischen den beiden nächstgelegenen Pixeln in vertikaler und seitlicher Richtung wurde wie folgt berechnet:

Wir haben den gemessenen Abstand zwischen zwei Linien (im Bild als zwei helle Punkte dargestellt) ermittelt, indem wir die Anzahl der Pixel zwischen den beiden Punkten gezählt und sie je nach Messrichtung mit Δy oder Δx multipliziert haben. Die gemessenen Distanzen in unterschiedlichen Tiefen wurden mit der im Datenblatt beschriebenen Ground Truth verglichen. Dann kann die Genauigkeit berechnet werden durch:

Die seitliche Genauigkeit wurde als mittlere Genauigkeit der vier benachbarten Seitenlinienpaare in einer Tiefe von 50 mm im Phantom dargestellt.

Die räumlichen Auflösungen wurden anhand der seitlichen und vertikalen Drahtgruppen getestet. Für die Auflösungen in unterschiedlichen Tiefen wurde die volle Halbwertsbreite der Punktspreizfunktion in vertikaler oder lateraler Richtung für jeden Draht berechnet. Die vertikale und laterale Auflösung könnte dann abgeleitet werden, indem die Anzahl der Pixel innerhalb der Halbwertsbreite mit Δy oder Δx, abhängig von der Messrichtung, multipliziert wird. Die Höhenauflösungen wurden getestet, indem der Bildgeber gedreht wurde, um einen 45°-Winkel zwischen der Bildgeberöffnung und den Linien zu bilden. Dann würde der helle Fleck in den B-Modus-Bildern Streuungen außerhalb der Bildebene erkennen lassen. Zur Ermittlung der Höhenauflösungen wurde das gleiche Verfahren wie bei der Berechnung der lateralen Auflösungen angewendet. Die räumlichen Auflösungen in verschiedenen Bildgebungsbereichen wurden auch mit der seitlichen Drahtgruppe charakterisiert. Neun Drähte befanden sich bei ±4 cm, ±3 cm, ±2 cm, ±1 cm und 0 cm von der Mitte entfernt. Die laterale und axiale Auflösung der B-Mode-Bilder dieser Drähte wurde mit der gleichen Methode berechnet.

Beachten Sie, dass sich die laterale Auflösung mit der Tiefe verschlechtert, hauptsächlich aufgrund der Empfangsstrahlformung (ergänzende Abbildung 15). Es gibt zwei strahlgeformte Signale, A und B. Die laterale Auflösung des A-Punkts (x1) ist offensichtlich besser als die des B-Punkts (x2). Die Tatsache, dass die laterale Auflösung mit der Tiefe schlechter wird, ist bei allen Ultraschallbildgebungen unvermeidlich, solange Empfangsstrahlformung verwendet wird.

Was die verschiedenen Sendestrahlformungsmethoden angeht, ist die Breitstrahl-Compoundierung die beste, da sie einen synthetischen Fokussierungseffekt im gesamten Beschallungsbereich erzielen kann. Je besser der Fokussierungseffekt ist, desto höher ist die laterale Auflösung, weshalb die laterale Auflösung der Wide-Beam-Compoundierung bei gleicher Tiefe besser ist als die der beiden anderen Sendeverfahren. Darüber hinaus kann der bei der Breitstrahl-Compoundierung verwendete Mehrwinkelscan die Auflösung in Bereichen mit großem Winkel verbessern. Der Mehrwinkel-Scan kombiniert Übertragungen aus verschiedenen Winkeln, um ein insgesamt hohes Signal-Rausch-Verhältnis zu erreichen, was zu verbesserten Auflösungen führt.

Die Höhenauflösung kann nur charakterisiert werden, wenn sich das Bildziel direkt unter dem Schallkopf befindet. Ziele, die weit vom Zentrum entfernt sind, lassen sich nur schwer abbilden, was die Berechnung ihrer Höhenauflösung schwierig macht. Bei der Charakterisierung der Höhenauflösung sollte sich das Gerät um 45° drehen. In diesem Fall können die meisten der von diesen Drähten reflektierten Ultraschallwellen aufgrund der großen Einfallswinkel nicht zum Gerät zurückkehren. Daher können diese Drähte nicht in den B-Modus-Bildern erfasst werden. Eine mögliche Lösung besteht darin, den Drehwinkel des Geräts zu verringern, was dazu beitragen kann, mehr seitlich im B-Modus-Bild verteilte Drähte zu erfassen. Ein kleiner Drehwinkel führt jedoch dazu, dass das Höhenbild mit dem Seitenbild verschmilzt, was den Fehler bei der Berechnung der Höhenauflösung erhöht. Aus diesen Gründen haben wir nur die Höhenauflösung der Bildziele direkt unter dem Wandlerarray charakterisiert.

Die Kontrastauflösung, der minimale Kontrast, der vom Bildsystem unterschieden werden kann, wurde mit Graustufenobjekten getestet. Die gesammelten B-Mode-Bilder sind in Abb. 2 dargestellt. Da die Ziele mit +3 und –3 dB, dem niedrigsten verfügbaren Kontrast in dieser Studie, immer noch in den Bildern erkannt werden konnten, wird die Kontrastauflösung des tragbaren Bildgebers als bestimmt <3 dB.

Der Dynamikbereich in einem Ultraschallsystem bezeichnet den Kontrastbereich, der auf dem Monitor dargestellt werden kann. Der Kontrast zwischen einem Objekt und dem Hintergrund wird durch den durchschnittlichen Grauwert aller Pixel im Objekt in der Anzeige angezeigt. Der Grauwert ist linear proportional zum Kontrast. Je größer der Kontrast, desto größer der Grauwert. Da das Anzeigefenster den Datentyp „uint8“ zur Unterscheidung der Graustufen verwendete, wurde der Dynamikbereich als Kontrastbereich mit einem Grauwert im Bereich von 0 bis 255 definiert.

Das Objekt mit einem Kontrast von –15 dB weist den niedrigsten durchschnittlichen Grauwert auf, während das Objekt mit einem Kontrast von +15 dB den höchsten aufweist (ergänzende Abbildung 16). In unserem Fall gibt es im Phantom sechs Objekte mit unterschiedlichen Kontrasten zum Hintergrund. Der höchste Grauwert des Objekts mit einem Kontrast von +15 dB betrug 159,8, während der niedrigste Grauwert des Objekts mit einem Kontrast von –15 dB 38,7 betrug. Wir haben eine lineare Anpassung verwendet, um die Kontraste zu extrapolieren, wenn die entsprechenden durchschnittlichen Grauwerte 255 und 0 waren, was Kontrasten von 39,2 dB bzw. –24,0 dB entsprach. Dann wurde der Dynamikbereich wie folgt bestimmt:

Die Totzone ist als die Tiefe des ersten Linienphantoms definiert, die nicht von den Anfangsimpulsen überflutet wird. Die tote Zone wurde getestet, indem ein bestimmter Satz von Drahtphantomen mit unterschiedlichen Tiefen direkt unter dem Gerät abgebildet wurde (ergänzende Abbildung 11, Position 4) und die im B-Modus-Bild sichtbaren Linienphantome gemessen wurden.

Die Bandbreite des Bildgebers ist definiert als das Verhältnis zwischen der Halbwertsbreite im Frequenzspektrum und der Mittenfrequenz. Es wurde durch einen Puls-Echo-Test gemessen. Ein Stück Glas wurde 4 cm vom Gerät entfernt platziert und die Reflexionswellenform wurde mit einem einzelnen Wandler erfasst. Die gesammelte Reflexionswellenform wurde durch eine schnelle Fourier-Transformation in das Frequenzspektrum umgewandelt. Aus dem Frequenzspektrum wurde die Halbwertsbreite abgelesen. Wir haben die Bandbreite erhalten mit:

Die Kontrastempfindlichkeit stellt die Fähigkeit des Geräts dar, Objekte mit unterschiedlichen Helligkeitskontrasten zu unterscheiden20. Die Kontrastempfindlichkeit wurde mit den Graustufenobjekten getestet. Die Kontrastempfindlichkeit ist definiert als das Kontrast-Rausch-Verhältnis (CNR) der Objekte, die im B-Modus-Bild bestimmte Kontraste zum Hintergrund aufweisen:

wobei μin und σin der Mittelwert und die Standardabweichung der Pixelintensität innerhalb des Objekts sind und μout und σout der Mittelwert und die Standardabweichung der Pixelintensität des Hintergrunds sind.

Unter Einfügedämpfung versteht man den Energieverlust beim Senden und Empfangen. Getestet wurde es in Wasser mit einem Quarzkristall, einem Funktionsgenerator mit einer Ausgangsimpedanz von 50 Ω und einem Oszilloskop (Rigol DS1104). Zunächst erhielt der Wandler eine Anregung in Form eines Tonstoßes einer 3-MHz-Sinuswelle vom Funktionsgenerator. Dann empfing derselbe Wandler das Echo vom Quarzkristall. Angesichts des Energieverlusts von 1,9 dB bei der Übertragung in den Quarzkristall und der Dämpfung von Wasser von 2,2 × 10–4 dB (mm MHz)–1 könnte der Einfügungsverlust wie folgt berechnet werden:

Die Simulation berechnet den quadratischen Mittelwert des Schalldrucks an jedem Punkt im definierten Simulationsfeld. Der quadratische Mittelwert ist in der folgenden Gleichung definiert und gibt einen durchschnittlichen Schalldruck über einen bestimmten Zeitraum an, der in einer Paketfunktion der Software vordefiniert ist. In der Gleichung ist xi der simulierte Schalldruck im i-ten Zeitschritt.

Abbildung 2c ist der simulierte quadratische Mittelwert des von den orthogonalen Wandlern übertragenen akustischen Druckfelds. Die Simulation wurde mit der MATLAB UltraSound Toolbox67 durchgeführt. Jedes eindimensionale Phased Array in den orthogonalen Wandlern erzeugt ein sektorförmiges akustisches Druckfeld. Die Simulation führt zwei solcher sektorförmiger Schalldruckfelder zusammen. Das Bildgebungsverfahren wurde mit den gleichen Parametern wie die Simulationen durchgeführt.

In der Simulation haben wir zunächst die Wandlerparameter definiert: die Mittenfrequenz der Wandler mit 3 MHz, die Breite der Wandler mit 0,3 mm, die Länge der Wandler mit 2,3 mm, den Rasterabstand des Arrays mit 0,4 mm und die Zahl der Elemente 32 und die Bandbreite der Wandler 55 %. Dann haben wir Wide-Beam-Compounding (ergänzende Abbildung 13) als Übertragungsmethode definiert: 97 Übertragungswinkel von –37, 5 ° bis + 37, 5 ° mit einer Schrittgröße von 0, 78 °. Dann war das akustische Druckfeld die Gesamtwirkung der 97 Übertragungen. Schließlich haben wir den Berechnungsbereich definiert: –8 mm bis +8 mm in seitlicher Richtung, –6 mm bis +6 mm in Höhenrichtung und 0 mm bis 140 mm in axialer Richtung.

Alle Daten sind im Manuskript oder in den Zusatzinformationen verfügbar.

Der Code, der die Ergebnisse dieser Studie hervorgebracht hat, ist unter https://github.com/UCSD-XuGroup/Wearable-Cardiac-Ultrasound-Imager verfügbar.

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Wir danken Z. Wu, R. Chen und W. Zhao für die Anleitung und Diskussionen zu Experimenten. Wir danken E. Echegaray, M. Kraushaar, X. Guo und Y. Hewei für die Prüfung und Beratung zur Echokardiographie. Diese Arbeit wurde von den National Institutes of Health (NIH) (1R21EB025521-01, 1R21EB027303-01A1, 3R21EB027303-02S1 und 1R01EB033464-01) unterstützt. Der Inhalt liegt ausschließlich in der Verantwortung der Autoren und gibt nicht unbedingt die offiziellen Ansichten des NIH wieder. Alle Bioexperimente wurden in Übereinstimmung mit den ethischen Richtlinien des NIH und mit Genehmigung des Institutional Review Board der University of California, San Diego, durchgeführt.

Diese Autoren trugen gleichermaßen bei: Hongjie Hu, Hao Huang, Mohan Li, Xiaoxiang Gao

Abteilung für Nanoengineering, University of California San Diego, La Jolla, CA, USA

Hongjie Hu, Hao Huang, Xiaoxiang Gao, Lu Yin, Ray S. Wu, Yuxiang Ma, Muyang Lin, Zhiyuan Lou, Yimu Chen, Yusheng Lei, Xinyu Wang, Ruotao Wang, Wentong Yue, Yizhou Bian, Geonho Park, Joseph Wang & Sheng Xu

Fakultät für Elektrotechnik und Informationstechnik, University of California San Diego, La Jolla, CA, USA

Mohan Li, Chengchangfeng Lu und Sheng Xu

Fakultät für Informatik und Ingenieurwesen, University of California San Diego, La Jolla, CA, USA

Ruixiang Qi

Materialwissenschafts- und Ingenieurprogramm, University of California San Diego, La Jolla, CA, USA

Xiangjun Chen, Keren Shi, Sai Zhou, Yue Gu, Xinyi Yang, Jing Mu, Shengqiang Cai, Joseph Wang und Sheng Xu

Fakultät für Maschinenbau, Massachusetts Institute of Technology, Cambridge, MA, USA

Yuxiang Ma

Materialwissenschafts- und Ingenieurprogramm, University of California, Riverside, CA, USA

Keren Shi

Fakultät für Maschinenbau und Luft- und Raumfahrttechnik, University of California San Diego, La Jolla, CA, USA

Chenghai Li und Shengqiang Cai

Abteilung für Anästhesiologie, University of California, San Diego Health Sulpizio Cardiovaskuläres Zentrum, La Jolla, CA, USA

Timothy M. Maus

Abteilung für Radiologie, School of Medicine, University of California San Diego, La Jolla, CA, USA

Brady Huang & Sheng Xu

Abteilung für Neurochirurgie, Yale University, New Haven, CT, USA

Yue Gu

Fakultät für Chemieingenieurwesen, Stanford University, Stanford, CA, USA

Yusheng Lei

Softsonics, Inc., San Diego, Kalifornien, USA

Shu Xiang

Abteilung für Anästhesiologie, Sharp Memorial Hospital, San Diego, Kalifornien, USA

Paul W. Corey

Abteilung für Bioingenieurwesen, University of California San Diego, La Jolla, CA, USA

Sheng Xu

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H. Hu, H. Huang, M. Li, XG und S. Xu haben die Forschung entworfen. H. Hu, H. Huang, M. Li und LY führten die Experimente durch. XG, RQ und M. Li haben das neuronale Netzwerk entworfen und trainiert. H. Hu, H. Huang, M. Li und YM führten die Datenverarbeitung und Simulationen durch. H. Hu, H. Huang und S.Xu analysierten die Daten. H. Hu, H. Huang, M. Li, RSW, RQ, S. Xiang, JW und S. Xu haben den Artikel geschrieben. Alle Autoren gaben konstruktives und wertvolles Feedback zum Manuskript.

Korrespondenz mit Sheng Xu.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

Nature dankt David Ouyang, Roger Zemp und den anderen, anonymen Gutachtern für ihren Beitrag zum Peer-Review dieser Arbeit.

Anmerkung des Herausgebers Springer Nature bleibt hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten neutral.

a: Der orthogonale Imager besteht aus vier Armen, in denen sechs kleine Elemente in einer Spalte zu einem langen Element zusammengefasst sind, und einem zentralen Teil, der von den vier Armen gemeinsam genutzt wird. Die blauen und roten Kästchen kennzeichnen ein langes Element, das in jede Richtung aus sechs kleinen Teilen besteht. Die Anzahl der Elemente in einer Richtung beträgt 32. Der Abstand zwischen den Elementen beträgt 0,4 mm. Optische Bilder in Draufsicht (b) und isometrischer Ansicht (c), die die Morphologie des orthogonalen Arrays zeigen. Wir haben eine automatische Ausrichtungsstrategie verwendet, um das orthogonale Array herzustellen, indem wir ein großes Stück Trägerschicht mit einem großen Stück 1-3-Verbundwerkstoff verbunden und diese dann in kleine Elemente mit entworfenen Konfigurationen zusammengeschnitten haben. Der Einschub in c zeigt die Details der Elemente. Der 1-3-Verbund und die Trägerschicht wurden beschriftet.

B-Mode-Bilder eines Linienphantoms aus verschiedenen Situationen (a). Links, von einer ebenen Fläche. Mitte, von einer krummlinigen Fläche ohne Phasenkorrektur. Rechts, von einer krummlinigen Oberfläche mit Phasenkorrektur. b, Die axiale und laterale Auflösung in unterschiedlichen Tiefen unter diesen drei Situationen. Es wurde kein offensichtlicher Unterschied in der axialen Auflösung festgestellt, da diese hauptsächlich von der Frequenz und Bandbreite des Wandlers abhängt. Die seitliche Auflösung des tragbaren Bildgebers wurde nach Phasenkorrektur verbessert. Bilder gesammelt in (c), der parasternalen Längsachsenansicht (PLAX) des Herzens und (d), der apikalen Vierkammeransicht, gemessen mit einer planaren Sonde (linkes Feld), einer gebogenen Sonde ohne Phasenkorrektur (mittleres Feld). und eine gebogene Sonde mit Phasenkorrektur (rechtes Bild). Die Grenzen des linken Ventrikels sind in den Bildern durch weiße gestrichelte Linien gekennzeichnet. e, Vergleich der gemessenen Herzindizes, der die Auswirkung der Phasenkorrektur zeigt. Jede Messung basiert auf dem Mittelwert von fünf aufeinanderfolgenden Herzzyklen (n = 5). Die Standardabweichungen werden durch die Fehlerbalken angezeigt.

a, Parasternale Längsachsenansicht. b, Parasternale Kurzachsenansicht. c, Apikale Vierkammeransicht. d, Apikale Zweikammeransicht. Der orthogonale tragbare Herzbildgeber kombiniert parasternale Langachsen- und Kurzachsenansichten (e) sowie apikale Vierkammer- und apikale Zweikammeransichten ohne Rotation (f). Der tragbare Bildgeber kann zwei parasternale Ansichten aus einer einzigen Position oder zwei apikale Ansichten aus einer anderen einzelnen Position erfassen. Das Brustbein und die Rippen sind beschriftet, um die Interkostalräume anzuzeigen.

Die vier Ansichten wurden erfasst, wenn die Testperson sitzt (a), steht (b), sich bückt (c), flach liegt (d) und auf der Seite liegt (e). Die PLAX- und PSAX-Ansichten können ihre Qualität in unterschiedlichen Körperhaltungen beibehalten, wohingegen die Qualität der A4C- und A2C-Ansichten nur in Seitenlage erreicht werden kann. A2C, apikale Zweikammeransicht; A4C, apikale Vierkammeransicht; PLAX, parasternale Längsachsenansicht; PSAX, parasternale Kurzachsenansicht.

Repräsentative B-Mode- und M-Mode-Bilder während Ruhe (a), Belastung (b) und Erholung (c). Die rote Linie hebt den M-Modus-Abschnitt hervor, der dem aktuellen B-Modus-Frame entspricht. Weitere Details finden Sie im Zusatzvideo 3.

Bei der qualitativen Auswertung des Ergebnisses stellten wir im Zusatzvideo 4 keine „Zitternheit“ fest. Der segmentierte linke Ventrikel kontrahiert und entspannt sich so natürlich wie im B-Modus-Video. Die Segmentierungsgrenzen sind glatt und mit höchster Genauigkeit. Im Vergleich zum ursprünglichen B-Modus-Bild weist das FCN-32-Modell die beste Übereinstimmung aller in dieser Studie verwendeten Modelle auf.

Diese Wellenformen stammen aus der Segmentierung desselben B-Modus-Videos. Qualitativ gesehen erreicht die vom FCN-32-Modell erzeugte Wellenform die beste Stabilität und das geringste Rauschen, und die Wellenformmorphologie ist von Zyklus zu Zyklus konstanter. Quantitativ sind die Vergleichsergebnisse dieser Modelle in der ergänzenden Abbildung 26 dargestellt, die zeigt, dass das FCN-32-Modell den höchsten mittleren Schnittpunkt gegenüber der Vereinigung aufweist und in dieser Studie die beste Leistung zeigt.

Die Zeilen sind B-Modus-Bilder von A4C-, A2C-, PLAX- und PSAX-Ansichten in derselben Phase. Die Säulen sind B-Modus-Bilder derselben Ansicht während der ventrikulären Füllung, der Vorhofkontraktion, der isovolumetrischen Kontraktion, dem Ende des Auswurfs und der isovolumetrischen Entspannung. Die gestrichelten Linien markieren die Hauptmerkmale der aktuellen Phase. Bläuliche Linien bedeuten eine Verkleinerung des Volumens der beschrifteten Kammer. Rötliche Linien bedeuten eine Vergrößerung des Volumens der markierten Kammer. Gelbliche Linien bedeuten eine Retention im Volumen der beschrifteten Kammer. A2C, apikale Zweikammeransicht; A4C, apikale Vierkammeransicht; LA, linkes Atrium; LV, linker Ventrikel; LVOT, linksventrikulärer Ausflusstrakt; RA, rechter Vorhof; RV, rechter Ventrikel; PLAX, parasternale Längsachsenansicht; PSAX: parasternale Kurzachsenansicht.

Diese Datei enthält ergänzende Diskussionen 1–11, ergänzende Abbildungen 1–34, ergänzende Tabellen 1–5 und ergänzende Referenzen.

Lang- und Kurzachsenansichten des Herzens, abgebildet durch ein orthogonales Array.

Apikale Vier- und Zweikammeransichten des Herzens, abgebildet durch ein orthogonales Array.

Kontinuierliche Bildgebung des Herzens während Ruhe, Training und Erholung.

Ergebnisse der Segmentierung des linken Ventrikels durch FCN-32.

Bildgebende Biopsie an einem Phantom durch ein orthogonales Array.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Hu, H., Huang, H., Li, M. et al. Ein tragbares Herz-Ultraschallbildgerät. Natur 613, 667–675 (2023). https://doi.org/10.1038/s41586-022-05498-z

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Eingegangen: 11. Mai 2022

Angenommen: 31. Oktober 2022

Veröffentlicht: 25. Januar 2023

Ausgabedatum: 26. Januar 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41586-022-05498-z

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