Technika ultradźwiękowa w diagnostyce medycznej SEMESTR VI Człowiek- najlepsza inwestycja Projekt współfinansowany przez Unię Europejską w ramach Europejskiego Funduszu Społecznego Technika ultradźwiękowa w diagnostyce medycznej VI Zagadnienia bezpieczeństwa Metody obrazowania
Zagadnienia bezpieczeństwa związane z ultrasonografią (wskaźniki, pomiar natężenia fali) Wybrane metody obrazowania/zastosowania: - Elastografia - Obrazowanie z kodowaniem emisji - Wykorzystanie zjawisk nieliniowych w ultrasonografii - Kontrasty - Obrazowanie compounded - Detekcja elementów embolizujących Zagadnienia bezpieczeństwa - miary poziomu emisji/ekspozycji na działanie US - wskaźniki - pomiary pól US - ALARA - As Low As Reasonably Applicable ograniczać poziom emitowanej mocy!
Natężenie fali Natężenie fali - średnia w czasie gęstość strumienia energii przechodząca przez powierzchnię otaczającą V fala płaska podłużna: natężenie fali płaskiej: p( t) = po exp[ j( ωt kz)] p( t) v( t) = ρc 1 T v ρc p vp I = E[ v( t) p( t)] = p( t) v( t) dt T = = = ρc p(t), v(t) - przebiegi ciśnienia i prędkości cząstki p - amplituda ciśnienia, v - amplituda prędkości cząstki, ρ - gęstość, c prędkość propagacji fali, T - czas uśredniania (np. okres w przypadku fali sinusoidalnej) Energia dostarczana do objętości V VI Vp W = = c ρc Rozkłady cisnienia
Natężenie fali Rozkład natężenia fali Natężenie fali Rozkład natężenia fali - przekroje
Natężenie fali Ciśnienie i natężenie w przypadku emisji impulsowej miary i możliwości uśrednienia Natężenie fali Wartość szczytowa natężenia w czasie i w przestrzeni I sptp - Spatial Peak Temporal Peak Uśrednienie - przestrzenne, czasowe, czasowoprzestrzenne: Wartość szczytowa w przestrzeni uśredniona w impulsie I sppa - Spatial Peak Pulse Average Wartość szczytowa w przestrzeni, uśredniona w czasie I spta - Spatial Peak Temporal Average Wartość uśredniona w przestrzeni, uśredniona w czasie I sata - Spatial Average Temporal Average Wartość uśredniona w przestrzeni, uśredniona w impulsie I sapa - Spatial Average Pulse Average
Natężenie fali Wartość szczytowa natężenia w czasie i w przestrzeni I sptp - Spatial Peak Temporal Peak Możliwości uśrednienia - przestrzenne, czasowe, czasowo-przestrzenne: Wartość uśredniona w przestrzeni uśredniona w czasie I spta - Spatial Peak Temporal Average uśrednienie za okres powtarzania impulsów (emisji) I spta 1 = T T isp max ( t) dt Dla emisji paczek sinusoidalnych o czasie trwania T, amplitudzie ciśnienia p o i powtarzania T PRF I spta T 1 p = dt T = Z PRF T T PRF p Z Natężenie fali Wartość szczytowa natężenia w czasie i w przestrzeni I sptp - Spatial Peak Temporal Peak Możliwości uśrednienia - przestrzenne, czasowe, czasowo-przestrzenne: Wartość szczytowa w przestrzeni uśredniona w impulsie I sppa - Spatial Peak Pulse Average I sppa 1 = ZT T D p ( t) dt T D czas trwania impulsu (paczki) określony jako 1.5 krotność przedziału, w którym całka po czasie z natężenia zmienia się od 1% do 9% wartości maksymalnej (miara typu dystrybuanta).
Natężenie fali Wartość maksymalna natężenia I m - wartośćśrednia w czasie maksymalnej wartość przestrzennej natężenia w przedziale czasowym obejmującym ½ okresu przebiegu zawierającego wartość maksymalną. Dla paczki fali sinusoidalnej I I m = sptp Natężenie fali I sppa > I spta > I sapa > I sata I sapa - określa możliwość wystąpienia efektów w postaci ruchu tkanki oraz kawitacji I spta - określa możliwość wystąpienia skutków w postaci wzrostu temperatury Wartość średnia (w cyklu pracy urządzenia) szybkości wydzielania się ciepła w jednostkowej objętości tkanki: Q = αi SPTA α współczynnik tłumienia fali W aparaturze diagnostycznej I spta =< 7mW/cm
International standard IEC 661--37 first edition (1-7) Medical electrical equipment - Part -37: Particular requirements for the safety of ultrasonic medical diagnostic and monitoring equipment. ODS - Output Display Standard - wskaźniki ekspozycji na ekranie skanera Wskaźnik mechaniczny MI (mechanical index) MI jest wskaźnikiem powiązanym z mechanicznymi efektami biologicznymi wywoływanymi przez ultradźwięki, jak np. ruch tkanki (płynięcie) wokół ściśliwych pęcherzyków gazu, kawitacja i zapadanie się powstających pęcherzyków gazu. Dotąd nie stwierdzono żadnych ubocznych skutków dla człowieka przy poziomach mocy stosowanych w ultradźwiękowym diagnostycznym sprzęcie medycznym. Jednak kilka spostrzeżeń przyczyniło się do wprowadzenia MI: - litotrypsja kruszenie kamieni nerkowych; - eksperymenty z organizmami niższymi, które wykazały możliwość wystąpienia kawitacji spowodowanej szczytowymi ciśnieniami rozrzedzenia, które wytwarzają niektóre ultradźwiękowe urządzenia medyczne.
Wskaźnik mechaniczny MI (mechanical index) Krwotok płucny występował u myszy wystawionych na działanie impulsów ultradźwiękowych o poziomie podobnym do używanego w niektórych ultradźwiękowych urządzeniach medycznych (efekt ten występował u dorosłych myszy, nie występował w przypadku płodu). Nie można wyników tych eksperymentów bezpośrednio przenosić na człowieka, ale są one na tyle niepokojące, że zaproponowano wskaźnik MI jako miarę zagrożenia tymi efektami. Jego wartość (pokazywana na ekranie aparatu USG) powinna zwrócić uwagę użytkownika na niebezpieczeństwa wiążące się z mechanicznym oddziaływaniem ultradźwięków na organizmy żywe. Mechaniczne efekty rosną proporcjonalnie ze szczytowym ciśnieniem (rozrzedzenie) i maleją ze wzrostem częstotliwości. Wskaźnik mechaniczny mechanical index MI gdzie: p MI = ra / C MI f awf C MI 1[MPa/MHz 1/ ] p ra najniższe przeliczone ciśnienie wytworzone (rozrzedzenie w tkance w punkcie (Attenuated Peak Rarefaction Pressure) [Mpa] p ( α / 86.8) (..15 awf ) ( ) 1 zf awf 1 zf rα z = p p f awf częstotliwość nadawana (Acoustic Working Frequency) [MHz]
Wskaźniki termiczne Thermal index stosunek pomiędzy (przeliczoną - stłumioną) akustyczną mocą w danym punkcie a (przeliczoną - stłumioną) mocą akustyczną, niezbędną do podniesienia w danym punkcie temperatury modelu tkanki o 1 C. Dla przykładu wartości indeksu TI większe od 1 powinny być unikane w badaniach położniczych. Takie ograniczenie daje bezpieczny margines względem zaleceń WFUMB. Temperatura 41 C (4 C powy żej normalnej temperatury) embrionu lub płodu in situ utrzymująca się dłużej niż 5 min powinna być uważana za potencjalnie niebezpieczną. Wskaźniki termiczne Soft-tissue thermal index indeks cieplny dla tkanki miękkiej TIS wylicza się na dwa sposoby w zależności od powierzchni przekroju (możliwie jak najbliżej przetwornika) A aprt rozkładu natężenia fali ograniczonego przez linie wyznaczające spadek natężenia o 1dB w stosunku do wartości szczytowej natężenia: dla A aprt > 1cm : dla A aprt =< 1cm Pα ( z) f TIS = C TIS1 awf I = zpta, α C ( z) f TIS awf P f TIS = C awf TIS1
Wskaźniki termiczne indeks cieplny dla tkanki miękkiej Pα ( z) f TIS = C TIS1 awf I = zpta, α C ( z) f TIS awf P α - stłumiona moc wyjściowa [mw] P ( z) = P1 α ( αzf awf /1) [ mw ] f aw f acoustic working frequency [MHz], I zpta,α (z) przeliczona wartość spatial-peak temporal-average intensity [mw/cm ] w odległości z (I zpta (z) jest mierzone w wodzie, a I zpta, α (z) dotyczy tkanki -> tłumienie), C TIS1 =1[mW*MHz], C TIS =1[mW*MHz/cm]. α współczynnik tłumienia ośrodka (tkanki) I ( αzf /1), ( ), ( ) 1 awf zpta α z = Izpta α z Wskaźniki termiczne indeks cieplny dla tkanki miękkiej P f TIS = C awf TIS1 C TIS1 =1[mW*MHz], P moc wyjściowa [mw], f aw f acoustic working frequency [MHz],
Wskaźniki termiczne Bone Thermal Index index cieplny dla kości TIB I TIB = min( P ( z) I α C zpta, α TIB1 ( z) Pα ( z), ) C TIB z P α (z) P α odległość, gdzie iloczyn P α I zpta, α osiąga maksimum, przeliczona moc wyjściowa (attenuated output power) [mw] moc wyjściowa ( Output Power) [mw] współczynnik tłumienia ośrodka (Acoustic Attenuation Coefficient [db/cm*mhz], I zpta, α(z) stłumione maksymalne szczytowe natężenie fali, uśrednione w czasie ) Wskaźniki termiczne Bone Thermal Index index cieplny dla kości TIB II TIB = min( P ( z) I α C zpta, α TIB1 ( z) Pα ( z), ) C TIB f aw f I zpta, α(z) częstotliwość emitowana (Acoustic working frequency) [MHz], stłumione maksymalne szczytowe natężenie fali, uśrednione w czasie ) I z ) I ( z zpta, α ( b = pi, α b) prr CTIB1 = 5[mW/cm] CTIB = 4,4[mW] prr - pulse repetition rate częstotliwość powtarzania impulsów I ( αzf awf pi, α ( z) = I pi 1 /1) I pi mierzone w wodzie
Wskaźniki termiczne Cranial-Bone Thermal Index Indeks cieplny dla kości czaszki TIC. TIC P / D eq = D eq = Aaprt C TIC 4 π CTIC = 4[mW/cm]; P moc wyjściowa (Output Power); D eq równoważna średnica apertury, Equivalent Aperture Diameter [cm], w przybliżeniu średnica przetwornika
Pomiary natężeń pól US Rozkład natężenia w jednej z płaszczyzn skanowania Pomiary natężeń pól US ^ I Acos θ F = c Î średnia wartość gęstości mocy, Î*A - moc F siła oddziaływująca na powierzchnię A, mierzona przez wagę A powierzchnia c prędkość propagacji
Elastografia ultradźwiękowa Palpacja - znane od dawna narzędzie badania właściwości tkanek Elastografia - palpacja ultradźwiękowa Elastografia - obrazowanie właściwości elastycznych tkanek w postaci map przemieszczeń i odkształceń Elastografia ultradźwiękowa Potencjalne zastosowania - wykrywanie twardszych obszarów tkankowych (np. nowotworów, martwicy przeszczepów) - wykrywanie obszarów o obniżonej kurczliwości (zmiany niedokrwienne w mięśniu sercowym), - wykrywanie skrzepów - w połączeniu z mikroskopią ultradźwiękową stanowi narzędzie badawcze użyteczne w dermatologii, patologii i inżynierii tkankowej - badania wewnątrznaczyniowe (Intravascular ultrasound IVUS) - badanie właściwości złogów oraz ścian naczynia
Zasada (sono)elastografii Poddawany deformacji obiekt zawiera obszary o róznych własciwościach elastycznych. Pod wpływem siły F część o mniejszym module Younga ulega większej deformacji, część mniej elastyczna ulega mniejszej deformacji. Zasada (sono)elastografii Obecność elementów rozpraszających pozwala określić lokalne przesunięcia ech t wynikające z deformacji obiektu
Zasada (sono)elastografii Obecność elementów rozpraszających pozwala określić lokalne przesunięcia ech t wynikające z deformacji obiektu W tkance obecnych jest bardzo dużo elementów rozpraszających i wynikający z tego sygnał ma postać jak powyżej. Elastografia wymaga więc zarejestrowania sekwencji obrazów ultradźwiękowych - przed i po deformacji, estymacji lokalnych przesunięć ech (odpowiadających przemieszczeniom tkanki) oraz wyznaczenia pochodnej tych przesunięć. Wykorzystuje sie w tym celu sygnały o niskim stopniu przetworzenia, np. echa na wyjściu układu TGC. Wybrane estymatory przemieszczeń Porównując małe fragmenty linii obrazów poszukujemy maksimum funkcji korelacji bądź minimum SAD.
Badanie elastograficzne fantomu odkształcenie% Ultrasonogram D fantomu Obraz przemieszczeń Obraz odkształceń Emisja kodowana
Emisja kodowana Iloczyn czasu trwania i szerokości pasma TBP w przypadku klasycznej emisji impulsu jest stały. Poziom emitowanej mocy ograniczony jest przez wymagania bezpieczeństwa. Zwiększenie czasu trwania T emitowanej paczki oznacza utratę rozdzielczości przestrzennej (r a ), ograniczenie czasu trwania spadek stosunku sygnału do szumu i utratę możliwości obrazowania dalej położonych obszarów tkankowych (przy ograniczeniu mocy). Rozwiązanie emisja takiego sygnału, by zwiększyć moc inaczej niż przez wzrost amplitudy, bez utraty rozdzielczości kodowanie. Chirp, kody Golaya Kompresja impulsu Emisja kodowana symulacja 1. 5 -.5 -klasyczny impuls niska moc, niski zasięg, rozdzielczość wysoka -1 4 6 8 1 1. 5 długa paczka fali sin moc wyższa, zasięg wyższy, rozdzielczość niska -. 5-1 4 6 8 1 1 -świergot (chirp liniowa modulacja f) - moc wyższa, zasięg wyższy a rozdzielczość??. 5 -. 5-1 4 6 8 1
Emisja kodowana 1 3 Moduły widma uwaga na amplitudy! -klasyczny impuls. 5 -. 5 5 15 1 5-1 4 6 8 1 sygnały 1 3 4 5 1 3 -długa fali sin paczka. 5 -. 5 5 1 5 1 5-1 4 6 8 1 1 3 4 1 -świergot.5 -.5 5 4 3 1-1 4 6 8 1 1 3 4 5 Emisja kodowana - położenie elementów odbijających/rozpraszjących fale 1.5 1.5 1 3 4 - echa w przypadku emisji klasycznej (impulsu) 1.5 1.5 -.5-1 -1.5-1 3 4 - echa w przypadku emisji świergotu 1-1 - 5 1 15 5 3 35
Emisja kodowana 1.5 1.5 Okazuje się w przypadku sygnału świergotowego wyznaczanie korelacji echa z sygnałem emitowanym daje maksimum wyniku dla opóźnienia odpowiadającego położeniu celu. Operacja ta nosi nazwę kompresji impulsu. 1 3 4 1-1 - 5 1 15 5 3 35 Obok echa dla sygnału świergotowego po kompresji impulsu. 8 6 4 - -4 4 5 6 7 8 Emisja kodowana Okazuje się w przypadku sygnału świergotowego wyznaczanie korelacji echa z sygnałem emitowanym daje maksimum sygnału dla czasu odpowiadającego położeniu celu. Obok wyniki symulacji - echa po wyprostowaniu i filtracji dolnoprzepustowej uzyskane dla klasycznego impulsu i sygnału świergotowego z kompresją impulsu. 8 6 4 - -4 1. 4 1. 1. 8. 6. 4. 4 5 6 7 8 1 3 4 Uwaga na różnice amplitud ech w przypadku świergotu należy oczekiwać korzystniejszego stosunku sygnału do szumu, a więc większego zasięgu bez utraty rozdzielczości. 6 5 4 3 1 4 5 6 7
Wykorzystanie zjawisk nieliniowych Podczas propagacji zachodzą: - zjawiska konwekcyjne dodawanie się prędkości propagacji fali i prędkości cząstki - wzrost prędkości cząstki towarzyszący wzrostowi ciśnienia Oba te zjawiska sprawiają, że prędkość propagacji fali w okolicy maksimów ciśnienia jest wyższa niż prędkość propagacji w okolicy minimów ciśnienia. Ultradźwięki - zjawiska nieliniowe
Ultradźwięki - zjawiska nieliniowe Poziom harmonicznych wzrasta w miarę oddalania się od przetwornika - niski poziom zakłóceń powstających w pobliżu przetwornika (najsilniejszych w klasycznym obrazowaniu) Korzystniejsze właściwości kierunkowe przetwornika dla II-giej harmonicznej niż dla f podstawowej Filtracja -giej harmonicznej w odbiorniku niższy poziom zakłóceń i szumów Zjawiska nieliniowe Impuls wyemitowany Impuls po 6cm propagacji.. 1. 15.1. 1. 5. 8. 6. 4. -. 5 -. 1 -. -. 15.5 1 1.5. 5 3 3. 5 x 1-6 -. 4.5 1 1. 5.5 3 3. 5 x 1-6 1 widma 1-1 - 1 - - - 3-3 - 4 1 3 4 5 6 7 8 9 1 x 1 6 fo fo 3fo f - 4 1 3 4 5 6 7 8 9 1 x 1 6 fo fo 3fo f
Obrazowanie harmoniczne Obraz wątroby i woreczka żółciowego Konwencjonalny obr.harmoniczne Kontrasty ultradźwiękowe
Kontrasty ultradźwiękowe Niski poziom rozpraszania fali przez krew utrudnia niektóre badania (np. serca, dalej położonych małych naczyń, kapilar) Rozwiązanie podnieść skuteczność rozpraszania dodając do krwi elementy, które zapewnią silne echa Zastosowania Obrazowanie serca, wątroby i nerek Dokładniejsze obrazowanie komór serca Ocena perfuzji mięśnia sercowego Rozpraszanie ultradźwięków przez krew Gęstość ρ Wsp. ściśliwości β (g/cm 3 ) [m N]1-1 Erytrocyty 1.9 3.41 Plazma 1.1 4.9 Powietrze.1.3*1-7 Poprzecznik rozproszenia erytrocytu: r średni promień erytrocytu k liczba falowa 4 6 4πk r βe βo 1 3ρe ρo σ sc = [( ) + ( ) ] 9 β 3 ρ + ρ o e o
Rozwiązanie Uzyskać małe pęcherzyki gazu gaz w powłoce Rozmiar mniejsze niż erytrocyty (8-1um), czyli -5um Osłonka trwała na tyle, by kontrast przedostał się przez barierę płucną. Nietoksyczność!! Podawanie dożylne, ew. do tętnicy wieńcowej przy łuku aorty Rozpraszanie jest szczególnie skuteczne dla częstotliwości obrazowania odpowiadającej częstotliwości rezonansowej kontrastu, która dla pęcherzyka wypełnionego powietrzem wynosi w MHz ok. 3/R, gdzie R jest promieniem pęcherzyka [m]. Np. dla R= 1um częstotliwość rezonansowa wynosi 3MHz, co jest bliskie warunkom występującym w diagnostyce US. Nowa idea związać z powłoką lek, uwolnić w żądanym miejscu rozbijając pęcherzyki falą US o odpowiedniej częstotliwości Kontrasty ultradźwiękowe Albunex (Infoson): Powłoka: albumina ludzka, gaz: powietrze Levovist (Schering): Powłoka: Galaktoza Optison (FS69) (Mallinckrodt) Powłoka - albumina, gaz - perflourpropan
Detekcja elementów embolizujących Elementy embolizujące Ciała poruszające się w krwiobiegu, w normalnych warunkach nie występujące we krwi: pęcherzyki powietrza zagregowane krwinki lub płytki krwi fibrynogen fragmenty tkanki tłuszczowej materiał miażdżycowy tkanka nowotworowa Blokując niewielkie naczynia krwionośne elementy embolizujące powodują niedokrwienie obszarów. Skutki mogą być bardzo poważne, gdy niedokrwienie dotyczy mózgu, serca czy płuc. Właściwości akustyczne elementów embolizujących różnią się znacznie od właściwości krwinek powstają sygnały dopplerowskie o specyficznych cechach.
Elementy embolizujące Cechy sygnałów dopplerowskich pochodzących od elementów embolizujących: krótki czas trwania - zazwyczaj poniżej 3ms; amplituda co najmniej o 3dB wyższa od amplitudy sygnału pochodzącego od krwi wolnej od elementów embolizujących; obecność widmowej gęstości mocy sygnału embolicznego w spektrogramie tylko po stronie odpowiadającej widmu sygnału dopplerowskiego prędkości przepływu (przy założeniu jednego kierunku przepływu); specyficzny dźwięk towarzyszący przejściu elementu embolizującego przez obszar rozpraszania ultradźwięków; prędkość przepływu odpowiadająca maks. widmowej gęstości mocy większa od 8cm/s. Detekcja EE odbywa się w oparciu o w/w właściwości sygnału i jego widma. Obrazowanie Compounded Uśrednianie obrazów w celu eliminacji szumów