Ultralydteknikker Sverre Holm, Institutt for informatikk, Universitetet i Oslo 1.0 Hovedprinsipper Akkurat som hørbar lyd er ultralyd mekaniske vibrasjoner. Den forplanter seg som en bølge med periodiske fortetninger og fortynninger av mediet som vist under. Lyden karakteriseres ved: Intensitet, dvs. lydstyrke eller trykkamplitude. Frekvens, dvs. antall svingninger per sekund, målt i Hz. Hørbar lyd har mellom 20 og 20000 Hz. Ultralyd er lyd med høyere frekvens enn dette, og i medisinsk ultralyd brukes frekvenser fra ca 2-10 MHz (M=1 000 000). I intravaskulær avbildning brukes også frekvenser helt opp i 30 MHz. Bølgelengden, dvs. avstanden mellom hver fortetning (ofte betegnet med λ ). En viktig egenskap ved mediet som lyden forplanter seg i, er lydhastigheten. I luft er den 340 m/s, i vann 1500 m/s. Vev er omtrent som vann og har en lydhastighet på omkring 1540 m/s. Bølgelengden er gitt som forholdet mellom lydhastighet og frekvens og den er for medisinsk ultralyd i området 0,15-0,75 mm. Dette gjør at ultralyd får egenskaper som mer ligner lys enn hørbar lyd: Lydbølgen beveger seg i en rett lydstråle som kan fokuseres og avbøyes. En lydbølge som treffer et medium som har andre egenskaper enn bløtvev, vil bli totalreflektert tilbake. Dette skjer mot bein, og mot luft (lunger foran hjertet eller ved for lite ultralydgel mellom probe og hud). Ultralydenergi genereres ved hjelp av en piezoelektrisk keramikk med elektroder på hver side. Dette kalles en transducer, probe eller sonde. Keramikken har den egenskapen at den Ultralydteknikker 10 oktober 1995 1
vil komprimeres og ekspanderes i takt med påtrykt elektrisk spenning. Denne bevegelsen overføres til vevet. Proben kan brukes både som sender og mottaker. Avbildning er basert på en pulsekkomåling og det er det samme prinsippet som brukes i radar og ekkolodd. En kort puls som vist under (nederst til venstre) sendes ut fra proben, forplanter seg gjennom mediet og gir tilbake en reflektert puls hver gang den treffer en vevsovergang. Tiden det tar fra en sender ut pulsen til ekko mottas i proben måles. Dette er tiden som pulsen trenger for å gå fram og tilbake. 1.1 Oppløsning Evnen ultralydsystemet har til å avbilde detaljer kalles oppløsning. I et ultralydsystem er det forskjellige mekanismer som bestemmer radiell oppløsning (langs med lydstrålen) og lateral oppløsning (på tvers av lydstrålen). Figuren under viser sammenhengen mellom et objekt under avbildning (til venstre) og bildet. Vanligvis er lateral oppløsning dårligere enn radiell oppløsning. Radiell oppløsning blir bedre jo kortere den utsendte pulsen er. Pulslengden er invers proporsjonal med probens frekvensbåndbredde. Dette er vist på figuren øverst på siden. Øverst er en lang puls svarende til en liten båndbredde og nederst en kort puls med stor båndbredde. De siste 5 årene har nye teknikker og keramiske komposittmaterialer gjort det mulig å lage prober med båndbredder på 50-80% av ultralydfrekvensen. Vanligvis er derfor radiell oppløsning bare noen få bølgelengder. Lateral punktstørrelse er avhengig av forholdet mellom bølgelengden og probens størrelse. Så lenge proben er riktig fokusert, øker lateral punktstørrelse lineært med Ultralydteknikker 10 oktober 1995 2
avstanden fra proben. Dette er i motsetning til radiell punktstørrelse som er uavhengig av avstand. Fokusering er illustrert på figuren under. En probe med størrelse D som er fokusert i dybden F, er vist. Figuren viser lateral strålebredde med dybde mot høyre. Fokusering resulterer i et optimalt dybdeområde, dybdeskarpheten, som er på figuren. I ultralydinstrumenter gjøres denne fokuseringen automatisk på mottak ved dynamisk fokusering. På litt større prober kan ofte brukeren stille sendefokus manuelt. Dette har noe innflytelse på lateral oppløsning, og derfor bør en sørge for at sendefokus (ofte markert ved en pil langs dybdeskalaen) ligger i nærheten av det objektet en ønsker å avbilde. Ut fra det som er sagt om oppløsning skulle det være en fordel med størst mulig probe for å få best mulig lateral oppløsning. Det er imidlertid andre begrensninger som kommer inn. I kardiologi er det avstanden mellom ribbeina som begrenser største probemål til ca 20 mm. Ved avbildning av perifere kar og abdominal avbildning har en ikke slike begrensninger. Andre begrensninger som da spiller en rolle kan være utstyrskostnad, nemlig det at antall kanaler øker med probens størrelse. For høykvalitetsutstyr vil til slutt fysiske begrensninger som skyldes små inhomogeniteter i vevet begrense nytten av store prober. 1.2 Demping og penetrasjon Det skulle også være en fordel med høyest mulig ultralydfrekvens fordi da kan både pulslengden, dvs. radiell oppløsning, og lateral oppløsning bli best mulig. Dette er bare delvis riktig, fordi det er en annen fysisk begrensning som ikke enda er diskutert, nemlig demping. Det er slik at jo høyere frekvens, jo mer demper vevet ultralydenergien. Dette begrenser rekkevidden. Derfor er det i praksis slik at lave frekvenser som 2,5-3,5 MHz brukes ved kardiologi på voksne, 3,5 MHz brukes til generell abdominal avbildning, 3,5-5 MHz ved fosteravbildning og 5-7,5 MHz ved pediatrisk kardiologi og ved avbildning av perifere kar. I ultralydinstrumenter er det lagt inn automatisk kompensasjon for dempingen i standard vev. Siden det er så stor variasjon i demping er det mulig å justere dette ved 4-8 nivåkontroller spredt jevnt over bildets dybde (TGC - Time Gain Control). En annen manifestasjon av effekten av demping er avbildning av cyster og forkalkninger. Væskefylte cyster vil dempe mindre enn vevet omkring og bildet under vil derfor ha en tendens til å bli lysere. Det motsatte er tilfelle med en forkalkning som reflekterer og demper mer enn omliggende vev og etterlater seg en mørkere stripe. L F Ultralydteknikker 10 oktober 1995 3
1.3 Dopplereffekten Når det som avbildes er i bevegelse, vil mottatt frekvens bli en annen enn den utsendte. Dette er Dopplereffekten som en kan høre hvis en står ved siden av et tog som fløyter. Tonen er høy når toget kommer mot en og blir lav når det fjerner seg. Dette er uttrykt i Dopplerligningen som vist i figuren under. Dopplerskiftet øker med utsendt frekvens og objektets hastighet og er invers proporsjonal med mediets lydhastighet. Det er bare hastighetskomponenten langs lydstrålen som gir frekvensforandring. Derfor kommer leddet med cosinus til vinkelen mellom lydhastigheten og bevegelsen inn. I medisinsk ultralyd er røde blodlegemer de viktigste sprederne som gir Dopplerskift. Det er også viktig å merke seg at lydstrålen bør være mest mulig parallell med blodstrømmen for å få en god måling. Dopplerfrekvensen velges vanligvis på nedre del av en probes frekvensbåndbredde, f.eks bruker en 7,5 MHz probe gjerne 5-6 MHz som Dopplerfrekvens. Figuren over viser Dopplerfrekvenskift som funksjon av blodhastighetskomponent langs lydstrålen og utsendt frekvens. Det er verdt å merke seg at med vanlige blodhastigheter blir Dopplerfrekvensskiftet i det hørbare området. Det er derfor vanlig å sende dette ut på høyttalere samtidig som det vises på skjermen. 2.0 Modi Et ultralydinstrument kan operere i forskjellige modi og ofte med to eller tre samtidige modi. De viktigste er vist her. 2.1 2-dimensjonalt bilde Dette er et to dimensjonalt romlig bilde. I dette bildet øker lysstyrke med ekkostyrke i et såkalt B-mode display (B - Brightness). Bildet under viser et fem-kammer bilde av hjertet (alle fire kammere pluss aorta). Ultralydteknikker 10 oktober 1995 4
2.2 M-mode I M-mode bildet (M - Motion) vises ekkostyrke langs en linje i objektet som funksjon av tid over flere sekunder. Dette er akkurat som i et ekkolodd i en båt. Bildet under viser M-mode bildet for en stråle gjennom aorta over 2-3 hjerteslag. 2.3 Dopplerspektrum Som M-mode bildet er også Dopplerspektret tatt opp langs en stillestående linje. Dopplerskiftet beregnes og vises i form av en hastighetsskala. Ideelt sett skulle det Ultralydteknikker 10 oktober 1995 5
området det måles i ( sample volume ) være minst mulig, men for å øke følsomheten kan radiell lengde økes. Dermed mistes noe av lokaliseringen. 2.4 Fargedoppler I fargedoppler måles Dopplerskift i mange linjer og ved mange dybder. Hastigheten fargekodes og vises overlagret et 2-D bilde. Som ved Dopplerspektret er det slik at jo større sample volume jo bedre følsomhet, men dårligere lokalisering. Dessuten kan en endre tiden en måler i hver retning (antall pulser i hver retning). Jo flere pulser, jo større følsomhet, men lavere oppdateringsrate på bildet og mindre evne til å se raske variasjoner. 3.0 Probetyper og bildeformater Det finnes 3 forskjellige bildeformater i vanlig bruk. 3-D er også tatt med her som et fjerde bildeformat. 3.1 Sektorscan I dette formatet sendes lydstråler ut med forskjellige vinkler som vist under. Fordelen er at en kan få et bredt bilde gjennom et lite vindu. Dette formatet brukes derfor særlig i kardiologi. Det brukes både mekanisk vippende prober og elektronisk styrte prober (fasestyrte array). Ultralydteknikker 10 oktober 1995 6
3.2 Lineærscan Dette formatet er rektangulært og har samme bredde i nær- og fjernfelt. Bildet dannes ved et elektronisk array der bare en del av proben brukes for hver stråle. Den aktive delen av proben flyttes ved svitsjing for å danne neste stråle osv. Dette formatet brukes gjerne for ganske grunn avbildning, dvs høye frekvenser. Det er særlig brukt ved avbildning av perifere kar ved 5 og 7,5 MHz og dessuten i visse transvaginale og transrektale prober. For å få et godt Dopplerspektrum og god fargedoppler må strålen vinkles i forhold til blodstrømmen. En må derfor kunne vinkle strålen 10-30 som vist under. 3.3 Krumt scan Dette formatet kombinerer den enkle elektronikken til lineærscannet og den store bildebredden i fjernfeltet til sektorscannet med en stor probe. Bare en del av proben brukes for hver stråle, og den aktive delen flyttes for hver stråle. Denne typen probe brukes særlig ved 3,5 og 5 MHz i abdominal- og fosteravbildning. Proben karakteriseres ved sin krumningsradius, og 40-60 mm er vanlig. Den kan også brukes også i transvaginale og transrektale prober og da gjerne med krumningsradier i området 10-20 mm. Ultralydteknikker 10 oktober 1995 7
3.4 3-dimensjonalt bilde Dette er et nytt bildeformat som er under utvikling. Data samles inn ved å sette sammen mange 2-D bilder, enten ved å rotere, vippe eller flytte proben lineært f.eks langs en arterie. 4.0 Bioeffekter av ultralyd Ultralydenergi kan gi opphav til både ønskede og uønskede termiske og mekaniske bioeffekter. Dette utnyttes også klinisk: termiske effekter i utstyr for oppvarming av muskler og sener i fysioterapi og mekaniske effekter ved knusing av nyre- og gallestein. Lokal oppvarming skyldes avsetting av energi. I avbildningsutstyr er den termiske energien størst ved bruk av Doppler og farge-doppler siden pulslengdene er størst i disse modi. De mekaniske effektene skyldes lydtrykk som er så store at vevet blir revet fra hverandre (kavitasjon). Dette skjer lettest i avbildningsmodi som bruker korte pulser, og kanskje særlig i M-mode siden strålen ikke flytter seg. I avbildningsutstyr er oftest sjansen for å få lokal oppvarming større enn muligheten for mekaniske effekter. I avbildningsutstyr er bioeffektene kontrollert særlig ved krav fra den amerikanske Food and Drug Administration. Intensitetsgrenser er satt ut fra målinger på utstyr som var i bruk før 1978, og som hadde vist seg i praktis ikke å ha skadelige effekter. Det finnes tre sett grenser, de høyeste for anvendelser ved avbildning av perifere kar, deretter avbildning av hjertet, og de laveste grensene er for alt annet, dvs. foster og abdominalavbildning. Dette gjør det viktig å velge riktig klinisk applikasjon i utstyr som har valg mellom ulike applikasjoner for hver probe. Etterhvert har det blitt et ønske å la brukeren selv ha mer kontroll over eksponering. Helt nytt utstyr har derfor en visning av enten en termisk eller mekanisk indeks. Den termiske indeksen er et estimat av lokal oppvarming i grader Celsius. Den finnes i 3 varianter: TIS (Thermal Index Soft tissue) for bløtvev, TIB (Thermal Index Bone) for ben i fokus, dvs for fosteravbildning og TIC (Thermal Index Cranial) for ben rett under proben ved kraniell avbildning. Den mekaniske indeksen (MI) angir muligheten for kavitasjon. Ved hjelp av disse indikatorene er det mulig for brukeren å velge eksponeringsdose og vurdere risiko. Generelt regner en at vev kan utsettes for temperaturøkninger på opptil 1,5 C i ubegrenset tid, mens eksponeringstiden må begrenses for høyere temperaturpåkjenninger. 5.0 Referanser Endel av figurene i denne artikkelen kommer fra: B. Angelsen, Waves, Signals and Signal Processing in Medical Ultrasonics, Volume I, Institutt for biomedisinsk teknikk, Universitetet i Trondheim, 1995. Ultralydteknikker 10 oktober 1995 8