Rapport 83 - Universitetsutbildning i Medicinsk Teknik, Stockholm

Rapport 83
Ultraljudsbaserade metoder för kvantitativ analys
av vänster hjärtkammares muskelfunktion
Mikael Persson
KAROLINSKA INSTITUTET
INSTITUTIONEN FÖR MEDICINSK LABORATORIEVETENSKAP & TEKNIK
AVDELNINGEN FÖR MEDICINSK TEKNIK
Stockholm 2000
Terminologi
Akinetisk
Apex
AV-plan
Cirkumferentiell
Diastole
Dyskinetisk
Ekokardiografi
Ellipsoid
EndoEndoskop
EpiEsofagus
Gradient
Hyperkinstisk
Hypokinetisk
Invasiv
Ischemi
Isovolumetrisk
Konstriktiv perikardit
Kosta
Lateral
Metabolism
Morfologi
Myokardium
Ocklusion
Perfusion
Restriktiv kardiomyopati
Sternum
Systole
Thorax
Upphävd rörelse
Hjärtspets
Atrio-ventrikulära kortaxelplanet vid hjärtklaffarna
I omkretsriktningen, cirkelgående (från eng. circumferential)
Relaxationsfas
Omvänd rörelse
Ultraljudsbaserad avbildning av hjärtats vävnadsstruktur
En elliptisk rotationssymetrisk kropp
Invändig
Slangformat instrument för inspektion av kroppshåligheter
Utvändig
Matstrupe
Mått på förändring i en viss riktning
Ökad rörelse
Nedsatt rörelse
Inträngande genom kroppens öppningar eller yta
Syrebrist pga. reducerad blodtillförsel
Under konstant volym
Reducerad kammarfyllning pga. att förtjockat och ofta förkalkat
perikardium kapslar in hjärtat och hindrar diastolisk expansion
Revben
Sido-, sidoställd
Ämnesomsättning
Avser form och struktur
Hjärtmuskulatur
Tillslutning av rörformat kroppsorgan
Genomblödning
Reducerad kammarfyllning pga. sjukt myokardium
Bröstben
Kontraktionsfas
Bröstkorg
Innehållsförteckning
1
2
3
4
5
6
7
8
9
Introduktion........................................................................................................................1
Historik...............................................................................................................................2
Kroppens akustiska fönster ................................................................................................3
3.1 Thorakala fönstren.........................................................................................................3
3.2 Esofagala fönstret..........................................................................................................3
Hjärtat.................................................................................................................................4
4.1 Pumpen i cirkulationssystemet......................................................................................4
4.2 Avbildningsplan ............................................................................................................5
Vänster kammares muskulatur ...........................................................................................6
5.1 Anatomi .........................................................................................................................6
5.2 Segmentindelning..........................................................................................................7
5.3 Fysiologi........................................................................................................................7
5.3.1 Muskelvävnadens livsduglighet ............................................................................7
5.3.2 Kontraktion och relaxation....................................................................................8
5.3.3 Inkompressibilitet..................................................................................................8
5.3.4 Kontraktionsrörelser..............................................................................................8
5.3.5 Kontraktionshastigheter ........................................................................................9
5.4 Patofysiologi..................................................................................................................9
Ultraljud ...........................................................................................................................10
6.1 Givare ..........................................................................................................................10
6.2 Utbredning...................................................................................................................10
6.3 Upplösning ..................................................................................................................11
6.3.1 Tidsupplösning ....................................................................................................11
6.3.2 Axial rumsupplösning .........................................................................................11
6.3.3 Lateral rumsupplösning.......................................................................................11
6.4 Scan-fält ......................................................................................................................12
Doppler.............................................................................................................................13
7.1 Dopplereffekt ..............................................................................................................13
7.2 Huvudtekniker.............................................................................................................13
7.2.1 Pulsad Doppler (PW) ..........................................................................................13
7.2.2 Kontinuerlig Doppler (CW) ................................................................................13
7.3 Doppler-teknikens två huvudproblem.........................................................................14
7.3.1 Vikningsdistorsion vid PW .................................................................................14
7.3.2 Vinkelfel..............................................................................................................14
7.4 Mätteknisk fördel ........................................................................................................15
Vävnads-Doppler .............................................................................................................16
8.1 Nomenklatur................................................................................................................16
8.2 Signalbehandling.........................................................................................................16
8.3 Bildfrekvens ................................................................................................................16
8.3.1 Rumsligt mätområde ...........................................................................................17
8.3.2 Hela scan-sektorn som mätområde .....................................................................17
Mått på kammarmuskelns funktion..................................................................................19
9.1 Geometriska mått ........................................................................................................19
9.1.1 Absolut väggrörelse.............................................................................................19
9.1.2 Väggförtjockning ................................................................................................19
9.1.3 Väggkrökning......................................................................................................19
9.2 Hastighetsbaserade mått..............................................................................................20
9.2.1 Hastighet..............................................................................................................20
9.2.2 Acceleration ........................................................................................................21
9.2.3 Hastighetsgradient...............................................................................................21
9.2.4 Fas .......................................................................................................................23
10 Modaliteter .......................................................................................................................24
10.1 Ekokardiografi ..........................................................................................................24
10.1.1 A- och B-mode ....................................................................................................24
10.1.2 2D B-mode ..........................................................................................................24
10.1.3 M-mode ...............................................................................................................25
10.1.4 Synthetic/Anatomic M-mode ..............................................................................25
10.1.5 Dynamic M-mode ...............................................................................................26
10.1.6 Harmonic Imaging...............................................................................................26
10.1.7 Power Harmonic Imaging ...................................................................................26
10.2 Vävnads-Doppler ......................................................................................................27
10.2.1 PW-Doppler ........................................................................................................27
10.2.2 Colour M-mode ...................................................................................................27
10.2.3 Colour Velocity Imaging.....................................................................................28
10.2.4 Functional 2D Imaging........................................................................................28
10.2.5 Curved anatomic M-Mode ..................................................................................28
10.2.6 Bull’s-Eye............................................................................................................29
11 Framtidsutsikter................................................................................................................30
11.1 TDI-baserad sjukdomskarakteristik ..........................................................................30
11.2 3D och 4D ekokardiografi.........................................................................................30
11.3 Mikrobubblor ............................................................................................................30
11.4 Ljus ekonomisk framtid ............................................................................................30
12 Referenser ........................................................................................................................31
1
Introduktion
Hjärtats pumpkapacitet beror i första hand på hälsotillståndet i vänster kammares muskulatur
och förändringar i dess rörelsemönster är ett tidigt symptom på hjärtsjukdom [1].
Med
konventionell
avbildande
ultraljudsdiagnostik,
ekokardiografi,
värderas
kammarmuskelns funktion genom visuell tolkning av dess rörelser. Sådana undersökningar är
subjektiva och helt beroende av observatörens erfarenhet och yrkesskicklighet [2-4], vilket är
en nackdel eftersom dessa egenskaper kan variera observatörer emellan. Denna visuella
diagnostiska metod har dessutom en fysikalisk begränsning, som är oberoende av
observatörens färdigheter. Vid flera viktiga faser under hjärtcykeln är hjärtmuskelrörelserna
mycket korta i tid och rum och är därför svåra att urskilja med blotta ögat [5]. Lösningen på
dessa problem är att kvantifiera informationen med hög tidsupplösning.
Sedan en tid tillbaka skapar man kvantitativ information om kammarmuskelns funktion
genom att utifrån ekokardiografiska bilder mäta kammarmuskelns geometri vid olika faser av
hjärtcykeln. Den senaste och hittills intressantaste kvantifieringsmetoden är vävnads-Doppler,
som med hög tidsupplösning ger kvantitativ information om vävnadshastigheter i
hjärtmuskeln under hela hjärtcykeln. Dessa hastighetsdata kan sedan behandlas matematiskt
och därmed ge ny information om rörelsen.
Denna skrift behandlar metoder inom tvådimensionell ultraljudsteknik för kvantitativ analys
av vänster hjärtkammares muskelfunktion.
1
2
Historik
Utvecklingen av ultraljudstekniken inleddes redan under 1800-talets slut då bröderna Pierre
och Jack Curie upptäckte den piezoelektriska kristallens egenskaper [6]. Efter Titanickatastrofen 1912 föreslogs användning av akustiska pulser för att detektera isberg. Den första
utvecklade tekniken, som utnyttjade akustiska pulser för lokalisering av objekt, var SONAR
(Sound Navigation And Ranging), som tillkom i England 1937 för detektion av u-båtar [7, 8].
Under kriget förfinades tekniken så att den efter kriget även kunde komma till civil nytta.
De första medicinska applikationerna av ultraljud presenterades under 1950-talet. I Lund
1953 lyckades kardiologen Inge Edler och fysikern Helmuth Hertz [9] registrera hjärtklaffars
rörelser med en ultraljudsapparat. I Japan 1957 kunde Satomura utnyttja Doppler-skiftet i det
reflekterade ultraljudet för att registrera blodhastigheter [10]. Sedan följde en enorm
utveckling av integrerade kretsar, vilket bidrog till att bättre, mindre och billigare utrustning
blev tillgänglig på marknaden. Tekniken blev härmed allt vanligare på kliniker världen över,
vilket på allvar satte fart på den kliniska forskningen kring ultraljud. Från 1970-talet tillkom
under femårsperioder nya ultraljudsbaserade metoder inom klinisk praxis, enligt nedan [8, 1115].
1970-75:
1975-80
1980-85
1985-90
1990-95
1995-2000
vävnadsavbildning i A-mode, B-mode och M-mode
2D vävnadsavbildning i B-mode
Pulsad och kontinuerlig Doppler
2D färg-Doppler för avbildning av blodhastigheter
Vaskulär avbildning
Kontrast-eko, vävnads-Doppler
Att inte avbildning i 3D har börjat användas rutinmässigt inom den kardiologiska
ultraljudsdiagnostiken beror på att datorteknologin inte har nått en nivå där avbildning i 3D
kan göras med tillräcklig kvalitet och till ett acceptabelt pris. Ultraljudsgenererade 3D bilder
föreslogs redan på 50-talet och sedan dess har flera försök gjorts att utveckla användbara
kliniska instrument [7]. Under tiden har 2D-tekniken kunnat utvecklas hela vägen till en
användbar diagnostisk metod. I och med detta har forskningen varit fokuserad på 2D
ekokardiografi medan intresset för 3D varit svagt.
2
3
Kroppens akustiska fönster
Ultraljudsdiagnostik är allmänt ansedd som icke-invasiv. Enligt Socialstyrelsen (SOSFS
1994:20, bilaga 9, punkt I) är en medicinteknisk produkt invasiv om den helt eller delvis
tränger in i kroppen, genom en kroppsöppning eller genom kroppens yta. Enligt denna
definition är transthorakal (genom bröstkorgen) ekokardiografi (TTE) en icke-invasiv
undersökningsmetod medan transesofagal (via matstrupen) ekokardiografi (TEE) är invasiv.
Efter detta kapitel behandlas enbart TTE.
3.1
Thorakala fönstren
Vid transthorakal ekokardiografi kan ultraljudsstrålarna nå hjärtat från fyra ställen utanpå
överkroppen där givaren kan placeras. Figur 3.1 visar var dessa s.k. akustiska fönster är
lokaliserade.
•
•
•
•
Parasternala fönstret – vänster sida om bröstbenet (sternum) mellan revbenen (costae).
Apikala fönstret – mellan revbenen vid hjärtspetsen
Suprasternala fönstret – vid halsen omedelbart ovanför bröstbenet
Subkostala fönstret – omdelbart under revbensbågen intill vänstra nedersta delen av
bröstbenet.
Det parasternala och apikala fönstret är de vanligast använda. Vid vissa fall av lungsjukdomar
hos patienten används med fördel det subkostala fönstret [16]. Det suprasternala fönstret är
svårt att utnyttja på vuxna patienter [17].
Figur 3.1 Akustiska fönster på överkroppen.
3.2
Esofagala fönstret
Utvecklingen mot mindre ultraljudsgivare har gjort det möjligt att föra dem djupt in i
kroppen, t.ex. via matstrupen (esofagus). Transesofagal ekokardiografi används främst som
övervakningsmetod under hjärtoperationer [18] men används även på patienter med dåliga
thorakala fönster, t.ex. pga. kraftig övervikt eller vissa typer av lungsjukdomar. Bildkvalitén
överträffar ofta den vid TTE eftersom ben och lungor inte kommer i vägen samt att givaren
kommer närmare hjärtat så att högre frekvens kan användas varvid upplösningen blir högre.
Givaren, som sitter i änden av ett endoskop, placeras vanligen i tre positioner: vid hjärtats bas,
bakom vänster förmak samt i magsäcken [16]. TEE orsakar ofta ett visst obehag för den
vakne patienten, t.ex. framkallade kräkreflexer.
3
4
4.1
Hjärtat
Pumpen i cirkulationssystemet
Hjärtat är pumpen som driver runt blodet i kroppens blodomlopp. Figur 4.1 visar hur hjärtat
består av fyra hålrum, höger och vänster förmak och kammare, vilka via hjärtats rytmiska
muskelrörelser och klaffsystem växelvis fylls resp. töms på ett sådant sätt att en total
pumpeffekt uppstår. Figur 4.2 visar en modell av blodomloppet, som delas in i två huvuddelar
- lilla kretsloppet (även kallat lungkretsloppet) resp. stora kretsloppet. Det lilla kretsloppet
börjar i höger kammare varifrån syrefattigt blod transporteras genom lungartärerna och ut till
lungorna där koldioxid avges och syre tillsätts. Härifrån fortsätter det nu syresatta blodet
tillbaka genom lungvenerna till hjärtats vänstra förmak. Här slutar det lilla kretsloppet.
Blodcirkulationen fortsätter i det stora kretsloppet och går från vänster kammare, genom
aorta, ut i kroppen där syre och näringsämnen avges och koldioxid och slaggprodukter upptas.
Härifrån återgår det nu syrefattiga blodet till höger förmak och det lilla kretsloppet.
Figur 4.1 Hjärtats anatomi [19].
Figur 4.2 En översikt av cirkulationssystemet [1].
4
4.2
Avbildningsplan
Vid tvådimensionell thorakal ekokardiografi utgår man ifrån tre standardiserade
avbildningsplan, ett kortaxelplan och två långaxelplan, vilka enligt figur 4.3 är ortogonala
mot varandra. Från ett och samma akustiskt fönster kan två olika plan avbildas genom att
vrida ultraljudsgivaren 90°. Parasternal givarposition ger kortaxelvy och tvårumsvy medan
subkostal position ger kortaxelvy och fyrrumsvy. Apikal och suprasternal givarposition ger
två- och fyrrumsvy [1, 17].
Figur 4.3 De tre avbildningsplanen vid tvådimensionell transthorakal ekokardiografi [20].
5
5
Vänster kammares muskulatur
Den kliniska bedömningen av en patients hjärtfunktion inriktas ofta på vänster kammares
muskelfunktion. Vänstra kammarens pumpkraft är fem till sju gånger större än högra
kammarens [1] och hjärtats muskulatur är därmed koncentrerad kring vänster kammare.
Denna större muskelmassa gör att vänster kammarmuskel lättare utsätts för ischemi än
muskulaturen kring höger kammare och de båda förmaken. Hälsotillståndet hos vänster
kammarmuskel är av avgörande betydelse för upprätthållandet av hjärtats pumpkapacitet och
kroppens livsduglighet i övrigt.
5.1
Anatomi
Vänster kammare är lokaliserad diagonalt i bröstet och är formad som en ellipsoid [21]. Dess
diameter är stor på mitten och minskar ut mot apex, enligt figur 5.1. Tvärsnittet är i det
närmaste cirkulärt i hela dess längd. Kammarväggen består av tre lager: ett tunt innerskikt
(endokardium), ett muskulärt mellanlager (myokardium) samt ett ytterskikt (epikardium) [1].
Figur 5.1 Vänster kammare som en ellipsoid [1].
Figur 5.2 visar hur myokardiets muskelfibrer är olika orienterade i olika muskellager. De
subepikardiella och subendokardiella muskelfibrernas orientering är longitudinell vid basen
samt stora delar av kammaren och övergår till cirkumferetiell (från eng. circumferential) vid
apex [22]. Mellanlagret har cirkumferentiell fiberriktning över i stort sett hela kammaren.
Figur 5.2 Muskelfibrernas orientering i myokardiet [23].
6
5.2
Segmentindelning
Vänster kammarmuskel indelas i segment i lång- och kortaxelvyer, enligt figur 5.3.
Segmentens positionsangivelser, vilka här anges på engelska, refererar till hjärtats anatomi
samt medicinskt vedertagna lokaliseringsangivelser gällande människokroppen.
Figur 5.3 Segmentindelning av vänster kammarmuskel [20].
5.3
5.3.1
Fysiologi
Muskelvävnadens livsduglighet
En muskelvävnads livsduglighet kan bedömas utifrån:
1. Perfusion - innebär att blod tillförs vävnadscellerna.
2. Metabolism - innebär att cellerna lever och tillgodogör sig de näringsämnen och det syre
som tillförs genom perfusion.
3. Funktion – varierar bland olika celltyper. Muskelcellers funktion är att kontrahera och
relaxera.
Om någon av dessa tre faktorer saknas kan inte vävnaden vara fullt levande [24]. Reducerad
perfusion ger reducerad metabolism och därmed reducerad funktion. Om nedsatt perfusion
återställs medan muskeln fortfarande är levande kan den återfå normal funktion [24].
Hjärtmuskelns livsduglighet kan alltså bedömas genom analys av dess funktion, dvs. dess
kontraktions- och relaxationsrörelser.
7
5.3.2
Kontraktion och relaxation
Under kammarkontraktionen, kallad systole, kontraherar myokardiet kring kammaren så att
inre kammarvolymen minskar och blod pressas ut. Systole börjar med stängning av
mitralisklaffen och slutar med stängning av aortaklaffen samt kan indelas i tre faser:
isovolumetrisk kontraktion, snabb resp. långsam tömning. Under kammarrelaxationen, kallad
diastole, slappnar kammarmuskulaturen av så att den inre kammarvolymen ökar och blod
släpps in. Diastole börjar med stängning av aortaklaffen och slutar med stängning av
mitralisklaffen samt kan indelas i fyra faser: isovolumetrisk relaxation, snabb fyllning, diastas
samt förmakskontraktion [25].
5.3.3
Inkompressibilitet
Muskelvävnad betraktas vanligen som inkompressibelt material, vilket innebär att ett
muskelsegments longitudinella eller cirkumferentiella töjning är omvänt proportionell mot
dess förändring i tjocklek [26]. När en muskel kontraherar blir den kortare längs
fiberriktningen och tjockare tvärs densamma, vilket alltså är en konsekvens av
inkompressibiliteten.
5.3.4
Kontraktionsrörelser
I kroppens skelettmuskulatur utnyttjas muskelförkortning till att utföra arbete medan
tjockleksökningen lämnas outnyttjad. Vid hjärtats kammarkontraktion utnyttjas både
förkortningen och tjockleksökningen. Eftersom epikardiet är nästan stilla under kontraktionen
[27, 28] sker tjockleksökningen genom endokardiets rörelse mot kammarcentrum.
Kammarmuskelns kontraktionsrörelse kan uppdelas i tre typer [29]:
•
•
•
Koncentrisk expansion
Cirkumferentiell kontraktion
Longitudinell kontraktion
Den koncentriska expansionsrörelsen är alltså en effekt av den cirkumferentiella och
longitudinella kontraktionen.
Figur 5.4 Kontraktionsrörelser i vänster kammares muskulatur.
Den tillryggalagda rörelsen i de nämnda riktningarna beror av den sammanlagda
muskelmassan och fiberorienteringen i respektive riktning. Under systole har man funnit att
AV-planets (Atrio-Ventriulära planets) rörelse mot apex är 1 – 2 cm hos friska personer
medan väggförtjockningen uppgår till ca 0,5 cm [27, 30, 31].
8
5.3.5
Kontraktionshastigheter
Både den cirkumferentiella och den longitudinella hastigheten är stor vid basen (AV-planet)
och liten vid apex [22, 32]. De longitudinella hastigheterna är nästan noll vid apex, vilket
innebär att apex är nästan fix under hjärtcykeln och bidrar inte till den longitudinella rörelsen
[32].
5.4
Patofysiologi
Normal muskelvävnad utför aktiv kontraktion och expansion under systole resp. diastole
medan död vävnad rör sig passivt tillsammans med omgivande frisk vävnad, utan att utföra
intern kontraktion eller expansion [33]. Hjärtmuskulaturens rörelsemönster korrelerar med
hjärtats hemodynamiska mönster (blodtryck, flöde mm.) [25] eftersom de hemodynamiska
effekterna är resultat av hjärtats muskelaktivitet. Ungefär 80 % av hjärtsjuka patienter har
visat sig ha ischemiska områden i hjärtmuskeln [34]. Ischemi [35] och infarkt [36, 37]
avspeglar sig som förändringar i hjärtmuskelns rörelsemönster, vilka uppträder innan
eletrokardiografiska förändringar kan upptäckas [38].
9
6
Ultraljud
Ultraljud är akustiska signaler med frekvenser större än 20 kHz, vilket är den övre gränsen för
hörbart ljud [39]. Interaktionen mellan ultraljud och vävnad ger information om dess struktur
och rörelse i form av ett reflekterat frekvensspektrum, ultraljudsekot. Ultraljudsekon är
reflektioner från strukturer som är större än det utsända ultraljudets våglängd [18].
6.1
Givare
Givaren är en av ultraljudssystemets mest kritiska komponenter eftersom dess
upplösningsförmåga direkt påverkas av givarens konstruktion. Ultraljud alstras när elektriska
spänningspulser läggs över en piezoelektrisk kristall, figur 6.1. Samma kristall används för att
omforma det reflekterande ekots akustiska energi till en elektrisk signal. Kristallen har
särskilt goda sändnings- och mottagaregenskaper vid frekvenser kring dess egenfrekvens [8].
Den moderna diagnostiska ultraljudstekniken bygger på att sända korta ultraljudspulser,
innehållande få akustiska cykler.
Figur 6.1 Ett piezoelektriskt element som beläggs med en elektrisk signal
undgår deformation så att en akustisk signal alstras [8].
6.2
Utbredning
Människokroppen består av en blandning av olika vävnader, såsom ben, muskler, fett m.m.
Dessa inhomogeniteter ger upphov till akustiska reflektioner som utnyttjas vid avbildning
med ultraljud. Om inhomogeniteterna är alltför utpräglade reduceras dock bildkvalitén. T.ex.
gränsskiktet mellan mjuk vävnad och gas eller ben ger väldigt höga spridningsnivåer, vilket i
kombination med hög dämpning gör det svårt och ibland omöjligt att erhålla ultraljudsbilder
genom ben och lunga [18].
När en ultraljudsstråle utbreder sig i ett medium och sedan möter ett nytt medium reflekteras
en del av energin mot det nya mediet tillbaka [40] medan resten av energin fortsätter att
utbredas i det nya mediet. Storleken av den reflekterande energin är proportionell mot
skillnaden i akustisk impedans mellan de olika medierna [41]. Den akustiska impedansen
beror av densitet och ljudhastighet i mediet. Om ljudhastigheten i de två medierna är olika
bryts den del av ultraljudsstrålen som fortsätter i det nya mediet, vilket kallas refraktion. I
mänskliga mjukvävnader är dock ljudhastigheten nära konstant, ca 1540 m/s [42], vilket gör
att ultraljudsrefraktionen är liten och strålen utbreds nästan rätlinjigt. Ultraljudets
10
utbredningshastighet är praktiskt taget oberoende av vävnaders orientering medan
effektabsorptionen är tydligt anisotropisk, speciellt i fibrös muskelvävnad [7]. Storleken av
den reflekterade energin beror också av vinkeln mellan strålen och den reflekterande ytans
normal. Den reflekterade energin minskar med ökande vinkel [1].
6.3
Upplösning
En ultraljudsstråles upplösningsförmåga bestäms av dess temporala och rumsliga upplösning.
Tidsupplösning definieras som det minsta tidsintervall mellan två händelser som kan urskiljas
från varandra. Rumsupplösningen definieras som det kortaste avståndet mellan två objekt som
kan urskiljas från varandra. Det finns två typer av rumslig upplösning - axial och lateral
upplösning.
6.3.1
Tidsupplösning
Tidsupplösningen beror av systemets pulsrepetitionsfrekvens (PRF), dvs. hur många gånger
per tidsenhet som ultraljud sänds mot en viss målpunkt. Ju högre PRF är desto högre blir
tidsupplösning.
6.3.2
Axial rumsupplösning
Den axiala rumsupplösningen beror av frekvensen och specificerar ultraljudsstrålens förmåga
att urskilja två objekt som ligger i strålens riktning. Ju högre sändningsfrekvensen är desto
högre blir upplösningen.
6.3.3
Lateral rumsupplösning
Ultraljudsstrålens laterala rumsupplösning specificerar dess förmåga att urskilja två objekt
som ligger i ett plan vinkelrätt mot strålen. Denna upplösning bestäms av strålprofilen, dvs.
ultraljudsstrålens spridning framför givaren, som i sin tur bestäms av bl.a. frekvensen, vilken i
sin tur bestäms av givarelementets geometri [1]. Dessa faktorers inverkan på strålprofilen kan
enkelt studeras vid en musikanläggning. En bashögtalare med stort högtalarelement utsänder
lågfrekvent ljud som kan höras från vida vinklar i rummet medan en diskanthögtalare med
litet högtalarelement ger högfrekvent, riktat ljud som endast kan höras rakt framifrån.
Ju smalare strålprofilen är, desto högre blir den laterala upplösningen. Figur 6.2 visar hur
strålprofilen framför ett cirkulärt givarelement kan indelas i när- och fjärrfält. Där motsvarar d
givarelementets diameter och λ ultraljudets våglängd. Ju mindre våglängd, dvs. ju högre
frekvens, som används desto längre från givaren når det smala närfältet (T ökar) samt desto
mindre blir spridningen i fjärrfältet (θ minskar).
Figur 6.2 Strålprofilens när- och fjärrfält framför en ultraljudsgivare [8].
11
Den laterala rumsupplösningen kan höjas genom fokusering av strålprofilen. På mekanisk väg
kan givaren beläggas med en fokuserande lins, likt en optisk lins. Idag åstadkommer man en
mer dynamisk fokusering på elektronisk väg med givare som består av flera små uppradade
givarelement, s.k. array (eng. för rad). Med dessa givartyper kan fokusering erhållas vid både
sändning och mottagning. Vid sändning exciteras givarelementen i en viss tidsföljd så att
vågfronterna från varje givarelement bildar en gemensam större vågfront, som kan styras och
fokuseras. Vid mottagning analyseras tidsfördröjningen mellan ekosignalerna från
givarelementen för att bestämma riktning och djup till den reflekterande strukturen [8].
6.4
Scan-fält
Med scan-fält menas det fält inom vilket ultraljudsstrålar utsänds. Inom ultraljudsdiagnostiken
utnyttjas i huvudsak två typer av scan-fält – rektangulärt och cirkelsektoriskt, enligt figur 6.3.
Det första kan åstadkommas med en givartyp som kallas ”linear array”. Det andra formatet
kan skapas med givartypen ”phased array”. Vid avbildning av hjärtat används uteslutande
sektorformat scan-fält eftersom det tillåter avbildning av hela hjärtat från små akustiska
fönster.
Figur 6.3 Rektangulärt och sektorformat scan-fält, vilka bildas med givare av typen ”linear” resp. ”phased
array”. Inom ekokardiografin utnyttjas uteslutande sektorformat scan-fält [20].
12
7
7.1
Doppler
Dopplereffekt
Termen Doppler härstammar från vetenskapsmannen, Christian Doppler, som 1842 beskrev
hur stjärnors färg är olika beroende på om de rör sig mot eller från oss. Färgändringen beror
på att den observerade frekvensen från vågkällor i rörelse ändras proportionellt mot den
relativa hastigheten mellan källa och observatör. Denna frekvensförskjutning gäller alla typer
av vågor.
Följande exempel förtydligar vad denna Doppler-princip handlar om. Tänk dig att du står vid
en lång och rak järnvägssträcka i ett tyst och öde landskap. Plötsligt upptäcker du ett tåg långt
borta komma emot dig i konstant fart. Från det att du börjar höra tåget ökar ljudfrekvensen (ej
att förväxlas med ljudstyrkan i detta tankeexperiment) kontinuerligt tills den under passagen
når sitt maximum. Omedelbart efter passagen sjunker frekvensen så länge ljudet är hörbart.
Detta fenomen kallas Doppler-effekt och är en effekt av sambandet mellan relativ hastighet
och frekvensförskjutning.
Doppler-mätning med ultraljud innebär registrering av frekvensförändringen i ultraljudsekot
från vävnadsstrukturer i rörelse relativt ultraljudsgivaren.
7.2
7.2.1
Huvudtekniker
Pulsad Doppler (PW)
Med pulsad Doppler sänds och mottas ultraljud pulsvis av en och samma piezoelektrisk
kristall. Doppler-mätningen fokuseras till ett bestämt djup utefter en stråle, dvs. en mätpunkt.
Mätmetoden begränsas av svårigheter att registrera höga hastigheter [17], vilket förklaras i
avsnitt 7.3.1. Djupbestämningen sker genom analys av tidsskillnaden mellan utsänd puls och
mottaget eko. För att det skall vara möjligt att detektera en frekvensförskjutning måste en
Doppler-puls bestå av mer än en våg (akustisk cykel). Pulslängden får dock inte bli större än 1
mm om den rumsliga upplösningen skall vara tillräckligt hög. Detta gör att en Doppler-puls
innehåller mycket få vågor [18]. Tidsupplösningen vid pulsad Doppler begränsas av
pulsrepetitionsfrekvensen (PRF).
7.2.2
Kontinuerlig Doppler (CW)
Med kontinuerlig Doppler sänds, som namnet antyder, ultraljud ut kontinuerligt av en
piezoelektrisk kristall, som beläggs med en kontinuerlig elektrisk sinussignal. Ekot upptas
kontinuerligt av en annan kristall. Med denna metod kan höga hastigheter mätas men å andra
sidan saknas förmågan att i djupled lokalisera varifrån Doppler-ekon härstammar [43]. Pga.
denna brist används denna Doppler-teknik sällan längre inom ultraljudsdiagnostiken. Därför
behandlas inte tekniken vidare i denna skrift.
13
7.3
7.3.1
Doppler-teknikens två huvudproblem
Vikningsdistorsion vid PW
Vikningsdistorsion (eng. ”aliasing”) är ett problem som kan uppstå vid användning av pulsat
ultraljud [17]. Både bild och Doppler-data framställs med pulsat ultraljud, som innebär en
samplingsprocess. Nyqvists samplingsteorem säger att det finns en högsta mätbar hastighet
[12]. Om högre hastigheter än den högsta mätbara förekommer i mätpunkten sker s.k.
vikningsdistorsion och den sanna hastigheten kan inte mätas [43]. Hastighetsgränsen är
positiv för hastigheter riktade mot givaren och negativ för hastigheter riktade från. Denna
positiva resp. negativa gräns ligger symmetriskt kring 0, dvs. är lika stora men har olika
tecken. Hastigheter som är riktade mot ultraljudsstrålen och som överstiger den positiva
gränsen kommer att registreras som negativa hastigheter och vice versa [8]. Detta fenomen
kan ses i gamla cowboyfilmer där man kan se diligensens hjul rotera baklänges fastän de
borde rotera framåt. Detta beror på att rotationsfrekvensen hos ekrarna i hjulen överstiger
filmkamerans bildfrekvens.
Shannons samplingsteorem säger att samplingsfrekvensen måste vara minst dubbelt så hög
som högsta frekvensinnehållet i den samplade signalen. Vid pulsad Doppler är
samplingsfrekvensen detsamma som pulsrepetitionsfrekvensen (PRF) och då kan den högsta
mätbara signalfrekvensen skrivas som [8]:
f max =
7.3.2
PRF
2
(kallad Nyqvistfrekvens)
Vinkelfel
Doppler-teknikens andra huvudproblem är vinkelfelet, vilket gäller all Doppler-mätning. För
att bestämma sanna hastigheter måste Doppler-mätningen göras parallellt med den studerade
rörelsens riktning. Detta är sällan möjligt i verkligheten då det praktiskt taget alltid
förekommer ett visst vinkelfel mellan mätriktning och rörelseriktning [43].
Den uppmätta hastigheten kan uttryckas som:
v mät = vverkl ⋅ cosθ
där θ är vinkelfelet mellan Doppler-stråle och det studerade objektets rörelseriktning.
Eftersom ultraljudsstrålarna i ett sektorformat scan-fält divergerar från givaren kommer
hastigheter från rätlinjiga rörelser i bildplanet att uppmätas olika på olika ställen i scansektorn. Den vänstra bilden i figur 7.1 visar en simulerad rörelse åt höger i scan-sektorn. På
vänster sida registreras hastigheten som positiv och till höger som negativ. I mitten är rörelsen
vinkelrät mot ultraljudsstrålen, vilket medför att den registrerade hastigheten pendlar mellan
positiv och negativ. I den högra bilden sker denna simulerade rörelse snett ned åt höger i
scan-sektorn. Till vänster är flödet vinkelrätt och ingen hastighet registreras. Snett ner åt
höger blir däremot vinkeln alltmer gynnsam för Doppler-mätning.
14
Figur 7.1 Två rörelseriktningar i sektorplanet visar vinkelfelets inverkan vid Doppler-mätning [8].
Två sätt att kringgå vinkelproblemet
Hunziker et al. (1999) [44] föreslår en metod att kringgå problemet. Istället för att presentera
de uppmätta hastigheterna, vilkas falskhet varierar beroende på vinkelfelets storlek, kan
hastighetspresentationen baseras på en kvot mellan två hastigheter uppmätta i samma position
men vid olika tillfällen under hjärtcykeln. Kvotens noggrannhet minskar med minskade
hastigheter, vilket talar för att i kvoten använda topphastigheter från olika faser i hjärtcykeln.
Man utnyttjar bl.a. kvoten mellan systolisk topphastighet och diastolisk topphastighet (Sv/Dv)
samt kvoten mellan tidigdiastolisk topphastighet och topphastighet under förmakskontraktion
(Ev/Av). Kvoten kan uttryckas som:
kvot =
v1mät
v
⋅ cosθ v1verkl
=
= 1verkl
v 2 mät v 2verkl ⋅ cosθ v 2 verkl
och som synes elimineras härigenom vinkelfelets inverkan.
Ett annat sätt att komma till rätta med vinkelproblemet är att fördefiniera rörelseriktningen ”åt
ultraljudsmaskinen”. Vid hastighetsmätning med pulsad Doppler sker det genom att
användaren i 2D-bilden placerar en hjälplinje i den studerade rörelsens riktning. Utifrån
denna riktningsangivelse kan ultraljudsmaskinen beräkna och presentera en mer sanningsenlig
hastighet.
7.4
Mätteknisk fördel
Eftersom Doppler-mätning bestämmer frekvensskiftet i ultraljudsekot är Doppler-mätning
relativt okänslig mot den akustiska dämpning som t.ex. uppstår i lungvävnad. Vanlig
avbildning, som bygger på analys av ekots styrka (amplitud), påverkas däremot starkt av
akustisk dämpning [29, 32].
15
8
8.1
Vävnads-Doppler
Nomenklatur
Termen ”vävnads-Doppler” används som ett samlingsnamn för alla ultraljudstekniker som är
avsedda för Doppler-analys av vävnadsrörelser och inkluderar även grundtekniken pulsad
Doppler (PW-Doppler). Tissue Doppler Imaging (TDI), Tissue Velocity Imaging (TVI),
Doppler Tissue Imaging (DTI) är några av många benämningar på de senaste teknikerna inom
Doppler-baserad avbildning av vävnadsrörelser. För att undvika förvirring väljes att
fortsättningsvis i denna skrift använda förkortningarna TVI (Tissue Velocity Information) för
den signalbehandlade Doppler-informationen från vävnad resp. TDI (Tissue Doppler
Imaging) för de tekniker som utnyttjar TVI för rörelseavbildning.
8.2
Signalbehandling
Doppler-signalerna från hjärtats vävnadsrörelser skiljer sig i två huvudsakliga avseenden från
de signaler som kommer från blodrörelser, vilket illustreras i figur 8.1. För det första är
vävnadshastigheterna lägre än blodhastigheterna [45]. Typiska topphastigheter hos
hjärtmuskeln är 15-20 cm/s [46], medan blodets hastighet i hjärtat kan överstiga 1 m/s. Detta
medför vid Doppler-mätning att frekvensskiftet i den reflekterade signalen blir mindre från
vävnadsrörelser än från blod. Den andra skillnaden är att ultraljudsekot från vävnad är ca 40
dB starkare (större amplitud) än ekot från blod [28, 45, 46].
Figur 8.1 Vid vävnads-Doppler utnyttjas skillnader mellan vävnads- och blodsignalen [45].
Vid Doppler-mätning av blodrörelser filtreras Dopplersignalen genom ett högpassfilter så att
bidraget från vävnadsrörelser elimineras [45]. Vid Doppler-mätning av vävnadsrörelser
bevaras vävnadssignalen genom att undvika detta högpassfilter. Blodsignalerna kan sedan
undertryckas genom att utnyttja amplitudskillnaden [47]. Resultatet av signalbehandlingen är
bidirektionell TVI, som med PW-Doppler kan presenteras som en hastighet/tid-kurva och i
TDI genom färgkodning [24].
8.3
Bildfrekvens
Bildbaserad hjärtdiagnostik innebär olika tekniska utmaningar. Bland de viktigaste är kravet
på hög tidsupplösning. Hjärtats muskelrörelser under en hjärtcykel är ofta mycket kortvariga.
Många andra bildbaserade diagnostiska tekniker, såsom datortomografi (CT) och magnetisk
resonanstomografi (MRI), använder bildfrekvenser på mindre än 30 Hz i klinisk
rutinverksamhet. Dessa tekniker hinner inte registrera hjärtmuskulaturens allra kortvarigaste
rörelser. Storleken på den nödvändiga bildfrekvensen inom hjärtdiagnostik är ännu inte helt
16
klarlagd men verkar behöva vara minst 80 bilder per sekund. Dessa bildfrekvenser är än så
länge endast möjliga att uppnå med ultraljudsbaserade metoder [33].
8.3.1
Rumsligt mätområde
Vid Doppler-mätning på vävnad utgår man oftast från en tvådimensionell gråskalig
bakgrundsbild, i vilken man orienterar sig och väljer det område som skall Doppleranalyseras. Ju mindre detta mätområde är desto högre kan bildfrekvensen och därmed
tidsupplösningen hållas. Inom vävnads-Doppler används idag i huvudsak fyra grundläggande
typer av mätområden: en punkt, en linje, en mindre sektorarea samt hela scan-sektorn.
Doppler-mätning i hela scan-sektorn tillåter bildfrekvenser på drygt 50 bilder/sekund medan
linje och punktmätning klarar mer än 200 bilder/sekund [26].
8.3.2
Hela scan-sektorn som mätområde
När mätområdet utgörs av hela scan-sektorn kan i huvudsak två procedurer tillämpas för att
uppnå hög bildfrekvens: Multi Line Acqusition (MLA) och Interleaving.
Konventionell mätteknik
Den erforderliga tiden för att förvärva Doppler-data från hela scan-sektorn är med
konventionell teknik
t D 0 = N S NT [s]
där NS är antalet ultraljudsstrålar i scan-sektorn, N är antalet pulser i varje strålriktning och T
är pulsrepetitionstiden, dvs. PRF-1. (Här bortses från de relativt korta tider som går åt när
maskinen utför omställningar mellan pulserna.)
MLA
Med MLA utsänds en bred ultraljudsstråle. När ekot mottas bearbetas signalerna från samtliga
element parallellt så att två eller fler strålar kan insamlas under en och samma puls/eko-cykel
och bildfrekvensen kan därmed höjas. Den erforderliga tiden för att förvärva Doppler-data
från hela scan-sektorn är med MLA-tekniken:
t DMLA =
NS
NT [s]
N MLA
där NMLA är antalet strålar som bearbetas parallellt.
Interleaving
Interleaving utnyttjar tiden T mellan pulserna i en riktning till att sända strålar i andra
riktningar. Det finns dock en minsta tid T0, under vilken inga ytterligare pulser kan sändas.
Detta är pulsens transporttid till och från det maximala djupet, T0>2d/c. Det antal riktningar i
vilka pulser kan sändas under tiden T benämns ”Interleave-grupp”, Nint , vilken måste vara ett
heltal och T=NintT0. Den erforderliga tiden för att förvärva Doppler-data från hela scansektorn är med Interleaving:
17
t D int =
NS
NT [s]
N int N MLA
Från Doppler-mätning till färgkodning
Figur 8.2 visar schematiskt hur en mätningsprocedur går till i TDI.
Figur 8.2 Schematisk beskrivning av uppbyggnaden av TDI-bilder [24].
Med hög stråltäthet skapas först en gråskalig vävnadsbild under tiden tV. Därefter infångas N
Doppler-bilder, var och en under tiden T och tillsammans under tiden tD. Vanligen utnyttjas
färre strålar för att insamla Doppler-data än för att bygga upp vävnadsbilden. Ur de N
Doppler-bilderna beräknas hastigheterna, vars färgkodning sedan får överlappa
vävnadsbilden. Eftersom vävnadshastigheter är relativt låga är PRF för vävnads-Doppler
vanligen så låg att bara en Interleave-grupp behövs, dvs Nint = 1. Den erforderliga tiden för att
förvärva en fullständig TDI-bild blir då
t F = tV +
NS
NT [s]
N MLA
Enbart färgbild
Om stråltätheten NS i Doppler-bilderna ökas kan man låta färgkodningen från dessa inte bara
beskriva muskelvävnadens funktion utan också dess struktur. Genom att avstå från att skapa
den traditionella underliggande gråskaliga bilden och istället låta den Doppler-baserade
färgkodningen i Doppler-bilderna visualisera vävnadsstrukturen kan tiden för att förvärva en
fullständig TDI-bild reduceras med tiden tv, vilket ger högre bildfrekvens och tidsupplösning
[24]. Den erforderliga tiden för att förvärva en fullständig TDI-bild uppbyggd enbart av TVI
blir då, enligt figur 8.3
tF = tD
Figur 8.3 Bildandet av TDI-bilder utan gråskalig vävnadsbild [24].
18
9
Mått på kammarmuskelns funktion
Vid konventionell visuell värdering av kammarmuskelns funktion används benämningar som
hyperkinetisk för ökad, hypokinetisk för nedsatt, akinetisk för upphävd och dyskinetisk för
omvänd (paradoxal) rörelse hos kammarväggen [17]. Att bedöma muskelfunktionen på det
här sättet har två uppenbara svagheter. För det första är detta en subjektiv analysmetod, som
helt beror av operatörens erfarenhet och yrkesskicklighet [2-4]. För det andra är det svårt att
med blotta ögat bedöma rörelsemönstren korrekt, vilket bl.a. beror på att:
•
•
•
De absoluta väggrörelserna är relativt små, vanligen mellan 1-10 mm [1].
Den observerade väggrörelsen kan avvika från den verkliga pga. att hjärtat också utför
globala translations- och rotationsrörelser [1].
Vissa viktiga faser under hjärtcykeln är relaterade till muskelrörelser med kort
varaktighet, mindre än 80 ms [5].
För att komma till rätta med dessa problem har olika kvantitativa mått på hjärtmuskelns
funktion föreslagits och använts inom ekokardiografin.
9.1
Geometriska mått
Följande mått kan erhållas från ekokardiografiska gråskaliga bilder.
9.1.1
Absolut väggrörelse
Kvantitativ värdering av regional kammarmuskelfunktion kan göras genom att mäta
endokardiets förflyttning mellan slutdiastole och slutsystole. Denna typ av mätning störs dock
av hjärtats globala rörelser. Mätningarna görs utifrån ett referenssystem, som vanligen utgår
ifrån kammarens centrum. Två typer av referenssystem kan användas, fixt eller rörligt. Ett fixt
referenssystem är fix relativt bildplanet och följer inte kammarens globala rörelser i
bildsektorn, vilket orsakar mätfel. Det rörliga referenssystemet är flytande i bildplanet och
följer kammarens globala förflyttningar i bildsektorn. För hjärtats globala rörelser ur
bildplanet kan inte någon typ av tvådimensionellt referenssystem kompensera. [48].
9.1.2
Väggförtjockning
Istället för att mäta endokardiets förflyttning, som kräver ett referenssystem, kan man mäta
och jämföra separationen mellan endo- och epikardium vid slutsystole resp. slutdiastole.
Denna metod anses vara känsligare än analys av absolut väggrörelse [20, 49]. Eftersom
mätningarna görs relativt de två väggskikten förblir metoden okänslig mot kammarens
globala rörelser i bildplanet. Mätningarna försvåras av att väggskikten, speciellt epikardium,
ofta är diffusa och svåra att urskilja [50, 51]. Dessutom är förändringarna i väggtjocklek
vanligtvis små och kan därför orsaka betydande mätfel.
9.1.3
Väggkrökning
Bedömning av kammarmuskelns funktion kan också göras genom att analysera hur
kammarväggens krökningsradie varierar under hjärtcykeln [52, 53]. Denna typ av vägganalys
har fördelen att endast endokardium behöver detekteras och problemet med referenssystem
kan undvikas. Därför har denna metod i vissa studier [54-56] visat sig vara bättre än både
19
analys av absolut väggrörelse och väggförtjockning, när det gäller att detektera regioner med
onormal muskelfunktion.
9.2
9.2.1
Hastighetsbaserade mått
Hastighet
Definition
Hastighet är tidsderivatan av en lägesangivelse i rummet. Vid Doppler-mätning består rummet
av en dimension, dvs. längs ultraljudsstrålen. Den matematiska definitionen på hastighet i
strålriktningen vr blir då
vr =
dr
[m/s]
dt
där r är avståndet från ultraljudsgivaren. Hastighet kan uppskattas genom att beräkna en
medelhastighet, definierad som en förflyttnings storlek under en viss tid, eller omvänt,
storleken på den tid som fordras för en viss förflyttning. I detta sammanhang är det den
förstnämnda varianten som är aktuell, dvs.
vr ≈
r (t2 ) − r (t1 ) ∆r
=
[m/s]
t2 − t1
∆t
Mätmetoder
Ekokardiografi: Ur ekokardiografiska bildupptagningar kan medelhastigheten bestämmas i
godtycklig riktning i bildplanet. Att manuellt mäta förflyttning mellan bilder är dock
tidsödande och risken för mätfel stor. Tidsupplösningen beror på vilket tidsintervall man
bestämmer medelhastigheten ur. Högsta möjliga tidsupplösning begränsas dock av
bildfrekvensen.
Vävnads-Doppler: Vävnads-Doppler ger hastighetsinformation om rörelser i riktning mot
resp. från givaren [47]. Trots begränsningen i mätriktning har denna metod för
hastighetsmätning många fördelar. Det faktum att det är frekvensförskjutningen i
ultraljudsekot som analyseras gör att Doppler är okänslig mot akustisk dämpning. De kanske
viktigaste fördelarna gentemot den ekokardiografiska mätmetoden är att hastighetsmätning
sker i realtid och att hastighetsbestämningen är av sådan kvalitet att den duger till att
vidarebehandlas matematiskt.
Klinisk tillämpning
Områden i hjärtmuskeln som innehåller ärr från infarkter samt ischemiska områden uppvisar
lägre hastigheter än friska områden, både i vila och vid stress [22]. Redan efter 5 sekunders
kranskärlsocklusion reduceras den systoliska topphastigheten [57]. Ur enbart
hastighetsinformationen är det dock svårt att direkt skilja mellan aktivt kontraherande och
passivt icke kontraherande muskelrörelser [26].
Genom att studera den longitudinella vävnadshastigheten vid mitralisringen har det visats
vara möjligt att skilja mellan konstriktiv perikardit och restriktiv kardiomyopati. Med
vävnads-Doppler har man funnit att de tidigdiastoliska expansionshastigheterna är klart
20
reducerade hos patienter med restriktiv kardiomyopati [58], under 8 cm/s. Patienter med
konstriktiv perikardit uppvisar hastigheter ofta upp emot 20 cm/s [45].
9.2.2
Acceleration
Definition
Accelerationen i strålriktningen ar definieras som tidsderivatan av hastigheten vr, dvs.
ar =
dvr
[m/s2]
dt
Accelerationen kan uppskattas enligt
ar ≈
vr (t2 ) − vr (t1 ) ∆vr
=
[m/s2]
t2 − t1
∆t
Klinisk tillämpning
Accelerationen är en känsligare parameter än hastigheten när det gäller att indikera snabba
rörelseändringar. I en studie [59] har man därför studerat accelerationen vid begynnande
kontraktion i hjärtmuskeln för att lokalisera var kontraktionen startar, dvs. var den elektriska
excitationspunkten är belägen. Man kallar tekniken Tissue Doppler Acceleration Imaging
(TDAI). Eftersom rörelseändringarna omedelbart efter excitationen är små i tid och rum krävs
att vävnads-Dopplern har hög tidsupplösning. Den kliniska nyttan av att lokalisera
excitationspunkten är både diagnostisk och terapeutisk. Den diagnostiska nyttan är bl.a. att
detektera och lokalisera rubbningar i hjärtmuskelns aktiveringssystem. Utifrån detta kan
sedan terapeutiska åtgärder, såsom pacing och maze-kirurgi (labyrintkirurgi), optimeras.
9.2.3
Hastighetsgradient
Definition
Hastighetsgradienten ∇vr är ett momentant mått på hastighetsförändringen längs
strålriktningen och definieras som rumsderivatan av hastigheten vr
∇vr =
dvr
[m/s/m]
dr
Hastighetsgradienten kan uppskattas enligt
∇vr ≈
vr (r2 ) − vr (r1 ) ∆vr
[m/s/m]
=
r2 − r1
∆r
Innebörden av hastighetsgradienten vid en muskelkontraktion förklaras [60] grafiskt i figur
9.1. I denna modell av ett muskelsegment där muskelfibrerna kontraherar likformigt genom
hela muskeln är hastigheten linjärt beroende av djupet. Hastighetsgradienten kan därför
momentant under hjärtcykeln antas vara linjärt fördelad genom hjärtmuskeln. I ett
hastighet/djup-diagram, t.h. i samma figur, är hastighetsgradienten definierad som lutningen
av den linjära regressionen av momentant uppmätta hastigheter genom hjärtmuskeln.
21
Figur 9.1 Hastighetsgradienten i ett hastighet/djup-diagram. Punkterna i diagrammet motsvarar
hastighetsvektorerna på respektive djup i muskelsegmentet [60].
Metoder för gradientbestämning
Hastighetsgradienten genom kammarmuskeln bestäms vanligen i koncentrisk eller
longitudinell riktning [32].
MVG: 1994 introducerar Fleming et al. [60] variabeln hastighetsgradient under, namnet
Myocardial Velocity Gradient (MVG). I ett normalt kontraherande hjärta rör sig endokardiet
snabbare än epikardiet, vilket resulterar i en ökning av kammarmuskelns tjocklek under
kontraktionen. Man definierar MVG som skillnaden mellan endokardiets och epikardiets
momentana hastighet, vend resp. v epi, dividerad med väggtjockleken L, enligt:
MVG =
vendo − v epi
L
[m/s/m]
1995 utökade Uematsu et al. [61] denna metod till att även kunna användas när
ultraljudsstrålen korsar hjärtväggen med infallsvinkel mindre än 90°. MVG bygger på relativa
hastigheter mellan endo- och epikardiet och anses därför inte störas av hjärtats globala
rörelser i sektorplanet.
De hastighetsvärden som MVG beräknas ur erhålls genom att jämföra färgkoderna i den
digitala TDI-bilden med färgskalan i samma bild. MVG baseras alltså på redan behandlade
hastighetsdata som har låg hastighetsupplösning [26].
SRI: Heimdal et al. presenterar 1997 [62] och 1998 [26] en metod som bestämmer
hastighetsgradienten direkt ur ultraljudsekot under signalbehandlingen. Man kallar tekniken
Strain Rate Imaging (SRI). Töjningshastigheten (eng. strain rate) S är detsamma som
tidsderivatan av töjningen eller rumsderivatan av hastigheten v, dvs. hastighetsgradienten,
enligt
S=
dε r
d  du  dv
=  r  = r [m/s/m]
dt
dr  dt  dr
där εr är töjning, ur förflyttning och vr hastighet i ultraljudsstrålens riktning. Till skillnad från
MVG sker gradientbestämning i realtid, vilket ger hög tidsupplösning. Töjningshastigheten
mäts inte över ett vävnadssegment utan över en fix längd längs en ultraljudsstråle.
22
Klinisk tillämpning
Ett muskelsegments livsduglighet är relaterad till töjningens storlek och hastighet [62]. Flera
studier [60, 61, 63, 64] visar att hastighetsgradienten har potential att vara ett tillförlitligt
index för kvantifiering av regional muskelkontraktilitet. Områden med död [61, 64] eller sjuk
[63] vävnad har visat sig ge lägre hastighetsgradient än friska områden. Hastighetsgradienten
följer ett cykliskt mönster som är synkront med EKG-mönstret [60]. Under en normal
hjärtcykel uppvisar gradienten två vågor under diastole och en mer utdragen motriktad våg
under systole.
9.2.4
Fas
Definition
Fasvinkeln eller fasskillnaden ∆ϕ mellan två på varandra följande ekosignaler kan uttryckas
som
∆ϕ = 2πf 0 ∆t [rad]
där f0 är grundfrekvensen i utsänt ultraljud och ∆t tidsförskjutningen mellan ekosignalerna [8].
Metod för fasbestämning
En given hastighetsprofil beskriver en oscillatorisk rörelse som kan Fourier-analyseras.
Fasvärdet kan översättas till en tidsparameter, som uttrycks i millisekunder [46].
Klinisk tillämpning
På ovan beskrivna sätt kan tidsförändringar i muskelaktiviteten över hela hjärtcykeln eller
korta faser under densamma monitoreras [46]. I inledningsskedet av kranskärlssjukdom sker
sådana tidsförändringar. Då minskar varaktigheten i den snabba kammarfyllningen [65], den
isovolumetriska relaxationstiden förändras [25] och kontraktionsfasen förlängs [66]. Hjärtats
synkrona muskelrörelse kan också monitoreras genom att applicera en amplitudkorrigerad
fasbild, som visar när olika delar av hjärtat har rört sig en viss procent av deras maximala
rörelse [46].
23
10 Modaliteter
Termen ”modalitet” har sin motsvarighet i franskans och engelskans ”mode”, vilket betyder
”sätt”. Inom den diagnostiska ultraljudstekniken finns olika sätt att insamla och presentera
ultraljudsinformation. I följande avsnitt presenteras modaliteter för ekokardiografi och
vävnads-Doppler.
10.1
Ekokardiografi
Ultraljudsbaserad avbildning av hjärtats vävnadsstruktur kallas ekokardiografi, vilket har
blivit synonymt med avbildning i gråskala.
10.1.1
A- och B-mode
Ultraljudsekot kan i ett oscilloskop presenteras, enligt figur 10.1, som en kurva i s.k. A-mode,
eller som en ljuspunkt i s.k. B-mode. I A-mode (Amplitude) avlänkas elektronstrålen så att
kurvans amplitud är proportionell mot ekots styrka. I B-mode (Brightness) ändras istället
elektronstrålens intensitet så att ljuspunktens ljusstyrka är proportionell mot ekots styrka [17].
Den bildgivande ultraljudsdiagnostiken utnyttjar uteslutande B-mode.
Figur 10.1 Presentation av ultraljudsinformation genom A- och B-mode [17].
10.1.2
2D B-mode
Ekokardiografi i två rumsdimensioner erhålls genom att låta de utsända ultraljudsstrålarna
verka över en yta, vanligen rektangulär- eller sektorformad. Härigenom fås en helhetsbild av
hjärtat, figur 10.2. Morfologi, muskelfunktion och klaffrörelser studeras samtidigt som
händelserna äger rum, s.k. realtidsregistrering. Genom att spela in bildupptagningen kan man
senare återge skeendena i långsammare förlopp eller som stillbilder [17]. Kvantitativa
mätningar av anatomiska strukturer kan göras i den tvådimensionella tvärsnittsbilden. Det
kräver dock att vävnadsstrukturerna är tydligt avbildade. Korrekt och effektiv detektion av
sådana strukturer är därför en mycket viktig aspekt inom kvantitativ ekokardiografi. [48].
24
Figur 10.2 Tvådimensionell B-mode ger bilder i gråskala [47].
10.1.3
M-mode
M-mode (M = Motion) presenterar information om vävnadsstrukturer i en rumsdimension,
vilket motsvaras av avståndet från givaren, samt en tidsdimension. I en sådan registrering ger
stillastående strukturer upphov till raka linjer medan rörliga strukturer avbildas som en kurva,
enligt figur 10.3. Kurvans amplitud motsvarar den verkliga rörelsens amplitud medan dess
bredd motsvarar rörelsens tidsmässiga varaktighet. Detta möjliggör precisa studier av
vävnadsstrukturer i rörelse. Eftersom M-mode endast ger information om strukturer som
ligger utefter en ultraljudsstråle kan inte laterala rörelser registreras. Tvådimensionell
avbildning ger en rumsdimension mer än M-mode men eftersom M-mode endast utnyttjar en
strålriktning kan PRF hållas hög, vilket ger högre tidsupplösning [1, 16].
Figur 10.3 I M-mode insamlas lägesinformation om vävnadsstrukturer från
en strålriktning och presenteras som funktion av tiden, i gråskala [17].
10.1.4
Synthetic/Anatomic M-mode
Syntetisk M-mode är ett interaktivt system där en syntetisk M-mode skapas ur den
tvådimensionella bildslingan. Här kan en artificiell scan-linje placeras godtyckligt. Tekniken
kallas också ”anatomisk M-mode” eftersom linjen fritt kan anpassas efter den anatomiska
25
strukturen i 2D-bilden, vilket möjliggör studier av anatomiska rörelser i riktningar som inte
utgår från givaren. Den syntetiska M-modens bild genereras från de pixlar i 2D-bilden som
ligger utefter scan-linjen och varje 2D-bild genererar en kolumn i den syntetiska M-modens
bild [1, 46]. Syntetisk M-mode överbryggar den konventionella M-modens begränsning i
antalet möjliga scan-riktningar. Både bildkvalitén och bildfrekvensen i syntetisk M-mode är
densamma som i den underliggande tvådimensionella bildslingan [1].
10.1.5 Dynamic M-mode
Dynamisk M-mode underlättar för användaren att följa ett anatomsikt skikt, t.ex. endo- och
epikardium, genom att i ultraljudsbilden rita en kurva utefter skiktet och därmed förtydliga
det. Detta förbättrar noggrannheten i de mätningar som görs utifrån dessa skikt. Det har visat
sig att uppskattningen av väggtjocklek och väggförtjockning görs bättre i dynamisk M-mode
än när M-mode eller 2D-avbildning utnyttjas [1].
10.1.6
Harmonic Imaging
Harmonic Imaging är en teknik för vävnadsavbildning där ultraljudsekots övertoner
analyseras. Sändning sker på en viss frekvens men genom reflektioner mot olika strukturer
bildar ekot ett frekvensspektrum, som innehåller övertoner. Ju högre övertonen är desto
mindre brus innehåller den men också mindre energi. Det råder en s.k. ”trade-off” mellan
bruset i tonen och dess energiinnehåll och därmed dess detekterbarhet. Det gör att man idag
endast utnyttjar 2:a övertonen (2f0), s.k. Second Harmonic Imaging. Denna bildteknik har
visat sig höja kvalitén i gråskaliga bilder. Ur ekosignalen filtreras andra övertonen ut med
bandpassfilter, innan ytterligare signalbehandling görs [24].
10.1.7
Power Harmonic Imaging
Tills nyligen har ultraljud saknat tillsatssubstanser som kan ges till patienten för att öka den
diagnostiska informationen. Introduktionen av tillsatser bestående av mikrobubblor har skapat
nya kliniska möjligheter för ultraljud. Denna typ av tillsats kan betraktas som en blodmarkör
då bubblorna följer blodets utbredning [18]. Figur 10.4 visar hur detta s.k. ”kontrast-eko”
utnyttjas för att urskilja kammarväggen vid ekokardiografi.
Figur 10.4 Kontrast-eko kan underlätta detektion av kammarväggen [47].
26
Avbildningstekniken vid kontrast-eko bygger på mikrobubblornas icke-linjära oscillation,
under vilken de avger övertoner på två gånger den ursprungliga sändningsfrekvensen (2f0)
[67]. Man använder alltså Second Harmonic Imaging för att avbilda mikrobubblorna.
Eftersom vävnaders icke-linjära egenskaper är små även vid andra övertonen kan
mikrobubblorna urskiljas från de starka vävnadsekona [68]
En viktig klinisk aspekt med mikrobubblor är säkerheten. Inget fall av signifikanta reaktioner
på medlet har ännu rapporterats efter tusentals infusioner på tusentals patienter och frivilliga
[18]. Detta faktum beror bl.a. på att bubblorna är mindre än röda blodkroppar och kan därför
passera lungkapillärerna [69]. Mikrobubblorna kan ändå inte diffundera ut genom
kärlsystemets kapillärbädd, vilket gör att inga intercellulära ansamlingar kan uppstå [18],
vilket däremot kan ske med de kontrastmedel som används för andra bildgivande system t.ex.
röntgen. En typ av ultraljudskontrast, som finns på marknaden, består av sockerlösning i
vilken det är tillsatt små luftbubblor omgivna av skal av palmitinsyra [69].
10.2
Vävnads-Doppler
TVI kan idag insamlas och presenteras i en punkt, längs en linje eller i ett plan. Punktmetoden
kallas PW-Doppler, medan alla metoder som använder så många mätpunkter att
rörelseavbildning kan ske genom färgkodning, faller under namnet TDI (Tissue Doppler
Imaging). Varje mätpunkt i scan-sektorn kan tillskrivas en hastighetskurva som beskriver
lokalt uppmätta hastigheter under en hjärtcykel. Kurvan kan ses som en matematisk funktion
som kan behandlas matematiskt och därmed ge ny information om hjärtmuskelrörelsen [33,
70]. Hastighetsprofilen, dvs. kurvans utseende, för en viss punkt återges i stort sett lika i TDI
och PW-Doppler [32].
10.2.1
PW-Doppler
Vanlig pulsad Doppler, s.k. PW-Doppler, användes ursprungligen till att mäta
blodhastigheter. Isaaz et al. (1989) [71] visade att metoden också kan tillämpas på vävnad.
Genom att i en 2D-bild placera en mätpunkt (eg. ett litet mätområde på några millimeter) kan
Doppler-mätning ske i godtycklig punkt i scan-sektorn. Eftersom mätområdet är litet kan
bildfrekvensen och därmed tidsupplösningen hållas hög [22]. PW-Doppler återger de sanna
topphastigheterna för rörelser parallella med strålen [32] och kan presentera dessa över en
hjärtcykel som en hastighetskurva [57]. Metoden är något opraktisk när större områden skall
analyseras eftersom det kräver flera separata mätningar [32]. Färgkodning i en punkt är
meningslös och därför kan inte PW-Doppler anses vara en TDI-metod.
10.2.2
Colour M-mode
Konceptet ”Tissue Doppler Imaging” (TDI) introducerades av McDicken et al. 1992 [34] och
vidareutvecklades av Sutherland et al. 1994 [72]. De senare visade att genom presentation av
färgkodad TVI i M-mode, s.k. Colour M-mode, kan nekrotisk hjärtmuskelvävnad urskiljas
från kontraktil frisk. Liksom vid vanlig M-mode insamlas och presenteras här information
utefter en strålriktning. Colour M-mode bygger på att färgkodad TVI överlappar den ordinarie
gråskalan i M-moden.
27
10.2.3
Colour Velocity Imaging
Bildgivande Doppler har tidigare använts för avbildning av blodrörelser, s.k. Colour-Doppler
(CD). 1992 visar McDicken et al. [34, 72] hur CD kan anpassas till att avbilda hjärtmuskelns
hastigheter. Liksom i CD utförs Doppler-mätning inom ett mindre mätområde i bildsektorn.
Inom detta område beskrivs vävnadsrörelserna, liksom i CD, genom färgkodning enligt
BART-konventionen, Blue Away Red Towards [72].
10.2.4
Functional 2D Imaging
När hela 2D-bilden utnyttjas samtidigt för att insamla och presentera TVI utförs s.k.
funktionell 2D-avbildning. Hjärtmuskelns positioner följs från bild till bild varvid hastigheten
i dessa punkter uppskattas [46, 70]. Hjärtmuskelns funktion avspeglas genom färgkodning i
hela bildsektorn, enligt figur 10.5. Färgkodningen appliceras med eller utan underliggande
gråskalig bild. Benämningen ”funktionell avbildning” hör ihop med att färgkodningen
motsvarar de attribut man använder i en illustration för att beskriva ett objekts funktion, t.ex.
fartränder efter en bil.
Figur 10.5 I funktionell 2D-avbildning färgkodas hjärtats
rörelser i hela bilden [70].
10.2.5
Curved anatomic M-Mode
Krökt anatomisk M-mode är, som namnet antyder, en vidareutveckling av Anatomisk Mmode där scan-linjen kan krökas. Denna krökta inje är en polygon som på fri hand läggs i 2Dbilden, t.ex. inom kammarmuskeln, enligt figur 10.6. Informationen kan presenteras som
funktion av tiden i en bild där den krökta scan-linjen är uträtad, enligt figur 10.7 [46, 70].
28
Figur 10.6 Krökt scan-linje [70].
10.2.6
Figur 10.7 TVI från scan-linjen presenteras som
funktion av tiden. På övre bildhalvan ses ett segment
av kammarmuskeln utföra dyskinetisk rörelse. [70].
Bull’s-Eye
Hunziker et al. (1999) [44] hävdar att den kvantitativa hastighetsinformationen TVI från
vävnads-Doppler är svår att översätta och förstå. De föreslår TVI-presentation i ett Bull’sEye, figur 10.8. I Bull’s-Eye presenteras färgkodad TVI för hela kammarmuskeln i en enda
bild, en förenklad ögonblicksbild av vänster kammare betraktad från apex. I Bull’s-eye
indelas vänster kammare i cirkelsektorer med 45 eller 60 graders vinkel, i vilka Dopplermätningar göres från apikal givarposition.
Figur 10.8 TVI kan presenteras i ett Bull's-Eye [20].
29
11 Framtidsutsikter
11.1
TDI-baserad sjukdomskarakteristik
TDI kan överföra och lagra rådata för statistisk beräkning och kvantifiering av
hjärtmuskelrörelser. Detta betyder att det kommer att kunna formuleras noggranna TVIbaserade kriterier för indikation av olika typer av hjärtsjukdomar.
11.2
3D och 4D ekokardiografi
En utökning från två till tre rumsdimensioner kommer att förenkla och öka noggrannheten i
den kvantitativa ekokardiografin [48]. Hela volymen av det undersökta området kan då lagras
för eftergranskning [6], vilket innebär god reproducerbarhet.
Vid institutionen för systemteknik på Linköpings universitet utvecklar man, under ledning av
Professor Gösta Granlund, fyrdimensionell analys av ultraljud. Omvandlingen från Dopplerdata till vektordata bygger på en algoritm som Granlund och hans medarbetare skrev 1983.
Arbetet förväntas leda till att man bildmässigt kan resa genom hjärtat och samtidigt se det
arbeta [69].
3D-avbildning har många kliniska fördelar och genombrottet kommer med säkerhet att
infinna sig inom en snar framtid. 3D-avbildning i realtid, ”4D avbildning”, kan dock bli svår
att åstadkomma eftersom ljudhastigheten i vävnad är begränsad (≈ 1540 m/s), oberoende av
frekvens. Detta faktum sätter en undre gräns för samplingstiden [7].
11.3
Mikrobubblor
Användandet av kontrastmedel kommer troligen att öka eftersom de blir säkrare och
effektivare. En av de senaste nyheterna som kan komma att användas är SAE-tekniken
(Stimulated Acoustic Enhancement), vilken bygger på att låta ultraljudet spränga
mikrobubblorna, vilket ger förstärkta signaler som kan underlätta studium av mikrocirkulation
i hjärtmuskeln [6].
11.4
Ljus ekonomisk framtid
Jämfört
med
andra
bildgivande
system
som
t.ex.
kontraströntgen
och
magnetresonanstomografi (MRI), betraktas ultraljudsdiagnostik som säker och inte lika
utrymmeskrävande. Vidare är den icke-invasiv i de flesta tillämpningar. Ekonomiskt sett är
ultraljudsdiagnostik dessutom billig. Grovt räknat kostar en ultraljudsundersökning en
femtedel så mycket som en MRI-undersökning. Då marknaden är mättad på hårdvarusidan
inom datortomografi (CT) och MRI förutspår industrin stor tillväxt inom ultraljudstekniken.
Bara mellan 1997 och 1998 närmare fördubblades försäljningen av ultraljudsmaskiner i
Sverige [73]. Framtiden ser ljus ut för ultraljudstekniken inom kardiologin, såväl
medicintekniskt som marknadsekonomiskt.
30
12 Referenser
[1]
[2]
[3]
[4]
[5]
[6]
[7]
[8]
[9]
[10]
[11]
[12]
[13]
[14]
[15]
[16]
[17]
[18]
[19]
[20]
[21]
I. Song, “Dynamic M-mode: A new technique for visualizing left ventricular wall
motion,” . Illinois: The Illinois Institute of Technology, 1998, pp. 85.
R. Hoffmann and P. Hanrath, “Stress echocardiography: the scourage of subjective
interpretation,” Eur Heart J, vol. 16, pp. 1458-1459, 1995.
R. Hoffmann, H. Lethen, and T. Marwick, “Analysis of interinstitutional observer
agreement in interpretation of dobutamine stress echocardiograms,” J Am Coll Cardiol,
vol. 27, pp. 330-336, 1996.
E. Picano, F. Lattanzi, A. Orlandini, and C. Marini, “Stress echocardiography and the
human factor: the importance of being expert,” J Am Coll Cardiol, vol. 17, pp. 666-667,
1990.
J. P. E. Kvitting, L. Wigstroem, and J. M. Strotman, “The accuracy of visual assessment
of synchronicity in myocardial motion - An in vitro study using computer simulated
regional delay in myocardial motion. Clinical implication for rest studies and stress
echocardiography,” Eur Heart J, vol. 19, pp. 345, 1998.
P. Aspelin, “Ultraljudsdiagnostiken inför 2000-talet,” Läkartidningen, vol. 96, pp.
4398-4399, 1999.
B. Angelsen, Waves, signals and signal processing in medical ultrasound, vol. 1.
Trondheim, 1996.
N.-G. Holmer, Diagnostiskt Ultraljud - Grunderna, 2 ed. Lund, Linköping: Bokförlaget
Teknikinformation, 1992.
I. Edler and C. H. Hertz, “The use of ultrasonic reflectoscope for the continuous
recording of movements of heart walls,” Kgl Fysiograph Saellskap Lund Förh, vol. 40,
pp. 23, 1954.
S. Satomura, “Ultrasonic Doppler method for the inspection of cardiac functions,” J
Acoust Soc Am, vol. 29, pp. 1181-1185, 1957.
M. Vlieger, J. H. H. Kazner, G. Kossoff, A. Kratochwil, R. Kraus, J. Poujol, and D. E.
Strandness, Handbook of Clinical Ultrasound. New York: John Wiley & Sons, 1978.
L. Hatle and B. Angelsen, Doppler Ultrasound in Cardiology - Physical Principles and
Clinical Applications, 2 ed: Lea & Febiger, 1985.
R. Omoto, Color atlas of real-time two-dimensional Doppler echocardiography, 2 ed.
Tokyo: Shindan-To-Chiryo Co, 1984.
N. C. Nanda, Textbook of color Doppler echocardiography. Philadelphia: Lea &
Febiger, 1989.
J. R. T. C. Roelandt, G. R. Sutherland, S. Iliceto, and D. T. Linker, Cardiac ultrasound.
Edinburgh: Churchill Livingstone, 1993.
C. M. Moran, W. N. McDicken, P. R. Hoskins, and P. J. Fish, “Developments in
cardiovascular ultrasound. Part 3: Cardiac applications,” Medical & Biological
Engineering & Computing, vol. 36, pp. 529-543, 1998.
S. Persson, Kardiologi-hjärtsjukdomar hos vuxna, 4 ed. Lund: Studentlitteratur, 1998.
F. A. Duck, A. C. Baker, and H. C. Starritt, “Ultrasound in medicine,” . Bristol and
Philadelphia: Institute of Physics Publishing, 1998, pp. 314.
G. Pettersson, M. Stolz-Löfgren, and M. Åström, Att hjärtopereras. Västerås: ICAförlaget, 1988.
H. Feigenbaum, Echocardiography, 5 ed. Pennsylvania: Lea & Febiger, 1994.
V. Cedric and E. W. Arthur, “Left Ventricle I: General considerations, assessment, of
chamber size and function,” in Principles and practice of echocardiography, 2 ed: Lea
& Febiger, 1994, pp. 575-624.
31
[22] A. Pasquet, G. Armstrong, L. Beachler, M. S. Lauer, and T. H. Marwick, “Use of
Segmetal Tissue Doppler Velocity to Quantitate Exercise Echocardiography,” Journal
of the American Society of Echocardiography, vol. 12, pp. 901-912, 1999.
[23] M. F. Santarelli and L. Landini, “A Model of Ultrasound Backscatter for the
Assessment of Myocardial Tissue Structure and Architecture,” IEEE Transactions om
Biomedical Engineering, vol. 43, pp. 901-911, 1996.
[24] A. Heimdal, “Doppler based ultrasound imaging methods for noninvasive assessment of
tissue viability,” in Department of tele technology. Trondheim: The Norwegian
University of Science and Technology, 1999, pp. 110.
[25] J. Zamorano, D. R. Wallbridge, J. Ge, J. Drozd, J. Nesser, and R. Erbel, “Non-invasive
assessment of cardiac physiology by tissue Doppler echocardiography,” European
Heart Journal, vol. 18, pp. 330-339, 1997.
[26] A. Heimdal, A. Stoylen, H. Torp, and T. Skjaerpe, “Real-Time Strain Rate Imaging of
the Left Ventricle by Ultrasound,” Journal of the American Society of
Echocardiography, vol. 11, pp. 1013-1019, 1998.
[27] S. Lundback, “Cardiac pumping and function of the ventricular septum,” Acta Physiol
Scand Suppl 550, 1986.
[28] K. Miyatake, M. Yamagishi, and N. Tanaka, “New method for evaluating left
ventricular wall motion by color-coded tissue Doppler imaging: In vitro and in vivo
studies,” J Am Coll Cardiol, vol. 25, pp. 717-724, 1995.
[29] A. Tuchnitz, C. Schmitt, H. von Bibra, M. A. E. Schneider, A. Plewan, and A. Schömig,
“Noninvasive Localization of Accessory Pathways in Patients with Wolff-ParkinsonWhite Syndrome with the Use of Myocardial Doppler Imaging,” Journal of the
American Society of Echocardiography, vol. 12, pp. 32-40, 1999.
[30] M. Alam, C. Hoglund, and C. Thorstrand, “Longitudinal systolic shortening of the left
ventricle: an echocardiographic study in subjects with and without preserved global
function,” Clin Physiol, vol. 4, pp. 443-452, 1992.
[31] J. S. Simonson and N. B. Schiller, “Descent of the base of the left ventricle: an
echocardiographic index of left ventricular function,” J Am Soc Echocardiogr, vol. 1,
pp. 25-35, 1989.
[32] U. M. Wilkenshoff, A. Sovany, L. Wigström, B. Olstad, L. Lindström, J. Engvall, B.
Janerot-Sjöberg, B. Wranne, L. Hatle, and G. R. Sutherland, “Regional Mean Systolic
Myocardial Velocity Estimation by Real-Time Color Doppler Myocardial Imaging: A
New Technique for Quantifying Regional Systolic Function,” Journal of the American
Society of Echocardiography, vol. 11, pp. 683-692, 1998.
[33] L.-Å. Brodin, J. van der Linden, M. Jensen-Urstad, and B. Olstad, “New Functional
Imaging Options with Echocardiography based on Myocardial Velocity Curves,” IEEE
Computers in Cardiology, vol. 25, pp. 253-256, 1998.
[34] W. N. McDicken, G. R. Sutherland, C. M. Moran, and L. N. Gordon, “Colour Doppler
Velocity Imaging of the Myocardium,” Ultrasound in Medicine & Biology, vol. 18, pp.
651-654, 1992.
[35] H. L. Falsetti, M. L. Marcus, R. E. Kerber, and D. J. Skorton, “Quantification of
myocardial ischemia and infarction by left ventricular imaging,” Circulation, vol. 63,
pp. 747-751, 1981.
[36] A. N. Lieberman, J. L. Weiss, and B. I. Jugdutt, “Two-dimensional echocardiography
and infarct size: relationship of regional wall motion and thickening of the extent of the
myocardial infarction in the dog,” Circulation, vol. 63, pp. 739-746, 1981.
[37] R. A. Kloner and A. F. Parisi, “Acute myocardial infarction: diagnostic and prognostic
applications of two-dimensional echocardiography,” Circulation, vol. 75, pp. 521-524,
1987.
32
[38] J. Morganroth, C. C. Chen, and D. David, “Echocardiographic detection of coronary
artery disease,” Am J Cardiol, vol. 46, pp. 1178-1187, 1980.
[39] H. Feigenbaum, Echocardiography, 3 ed. Philadelphia, Pennsylvania: W. B. Saunders,
1988.
[40] P. N. T. Wells, Biomedical Ultrasonics. New York: Academic Press, 1977.
[41] W. J. Fry and F. Dunn, Ultrasound: analysis and experimental methods in biologic
research, vol. 4. New York: Academic Press, 1962.
[42] A. Wayman, “Physical principles of ultrasound,” in Principles and practice of
echocardiography, 2 ed: Lea & Febiger, 1994, pp. 3-28.
[43] J. Landelius, “Nya möjligheter vid ultraljudsundersökning av hjärtat - Färgkodad
flödesbild och transesofagal ekokardiografi,” Läkartidningen, vol. 85, pp. 2161-2163,
1988.
[44] P. R. Hunziker, M. H. Picard, N. Jander, M. Scherrer-Crosbie, M. Pfisterer, and P. T.
Buser, “Regional Wall Motion Assessment in Stress Echocardiography by Tissue
Doppler Bull's-Eyes,” Journal of the American Society of Echocardiography, vol. 12,
pp. 196-202, 1999.
[45] J. D. Thomas, “Advances in echocardiography: technical developments and clinical
applications,” Medica Mundi, vol. 43, pp. 20-25, 1999.
[46] B. Olstad, L.-Å. Brodin, and S. Berg, “Display of Cardiac Activation Pathways with
Echocardiography,” IEEE Medical Imaging, pp. 309-315, 1997.
[47] ATL-Ultrasound, “A Compendium of Advanced Technologies for Echocardiography,”
ATL Ultrasound 1999-02 1999.
[48] J. Maele, “Assessment of left ventricular volume and regional dysfunction based on 3D
endocardial surfaces reconstructed from 2D ultrasound images of the heart,” in
Department of Engineering Cybernetics, Department of Physiology and Biomedical
Engineering. Trondheim: The Norwegian University of Science and Technology, 1996,
pp. 20.
[49] M. J. McGillem, G. B. J. Mancini, S. F. DeBoe, and A. J. Buda, “Modification of the
centerline method for assessment of echocardiographic wall thickening and motion: A
comparison with area of risk,” J Am Coll Cardiol, vol. 11, pp. 861-866, 1988.
[50] K. Bjoernstad, J. Maehle, and S. Aakhus, “Quantitative computerized analysis of left
ventricular wall motion,” in Computerized Echocardiography, S. In Domenicucci, J.
Roelandt, and A. Pezzano, Eds. Torino: Centero Scientifico Editore, 1993, pp. 41-55.
[51] M. Fenely and J. B. Hickie, “Validity of echocardiographic determination of left
ventricular systolic wall thickening,” Circulation, vol. 70, pp. 226-232, 1984.
[52] E. Marcus, Y. Harzahav, and P. Lorente, “Characterization of regional left-ventricular
contraction by curvature difference analysis,” Basic research in cardiology, vol. A, pp.
486-500, 1988.
[53] G. B. J. Mancini, S. F. Deboe, E. Anselmo, S. B. Simon, M. T. LeFree, and R. A.
Vogel, “Quantitative regional curvature analysis: an application of shape determination
for the assessment of segmental left ventricular function in man,” Am Heart J, vol. 113,
pp. 326-334, 1987.
[54] G. B. J. Mancini, S. F. Deboe, E. Anselmo, and M. T. LeFree, “A comparison of
traditional wall motion assessment and quantitative shape analysis: a new method for
characterizing left ventricular function in humans,” Am Heart J, vol. 114, pp. 11831191, 1987.
[55] G. B. J. Mancini, E. R. Bates, S. F. Deboe, and M. J. McGillem, “Quantitative regional
curvature analysis - a prospective evaluation of ventricular shape and wall motion
measurements,” Am Heart J, vol. 116, pp. 1616-1621, 1988.
33
[56] H. Takata, H. Sawada, and A. Okabe, “Treadmill exercise echocardiography:
Quantitative analysis of regional left ventricular wall motion by computer graphics,”
Journal of Cardiology, vol. 18, pp. 629-637.
[57] G. Derumeaux, M. Ovize, J. Loufoua, X. André-Fouet, Y. Minaire, A. Cribier, and B.
Letac, “Doppler Tissue Imaging Quantitates Regional Wall Motion During Myocardial
Ischemia and Reperfusion,” Circulation, vol. 97, pp. 1970-1977, 1998.
[58] M. J. Garcia, L. Rodriguez, M. Ares, B. P. Griffin, J. D. Thomas, and A. L. Klein,
“Differentation of Constrictive Pericarditis From Restrictive Cardiomyopathy:
Assessment of Left Ventricular Diastolic Velocities in Longitudinal Axis by Doppler
Tissue Imaging,” J Am Coll Cardiol, vol. 27, pp. 108-114, 1996.
[59] L.-X. Yin, C.-M. Li, Q. Fu, Y. Lo, Q. Huang, L. Cai, and Z.-X. Zheng, “Ventricular
Excitation Maps Using Tissue Doppler Acceleration Imaging: Potential Clinical
Application,” Journal of the American Collage of Cardiology, vol. 33, pp. 782-787,
1999.
[60] A. D. Fleming, X. Xia, W. N. McDicken, G. R. Sutherland, and L. Flenn, “Moycardial
velocity gradients detected by Doppler imaging,” The British Journal of Radiology, vol.
67, pp. 679-688, 1994.
[61] M. Uematsu, K. Miyatake, N. Tanaka, H. Matsuda, A. Sano, N. Yamazaki, M. Hirama,
and M. Yamagishi, “Myocardial Velocity Gradient as a New Indicator of Regional Left
Ventricular Contraction: Detection by a Two-Dimensional Tissue Doppler Imaging
Technique,” J Am Coll Cardiol, vol. 26, pp. 217-223, 1995.
[62] A. Heimdal, H. Torp, A. Stöylen, T. Urdalen, and A. V. Lund, “Real-Time Strain
Velocity Imaging,” presented at IEEE Ultrasonics Symposium, 1997.
[63] P. Palka, A. Lange, A. D. Fleming, J. E. Donnelly, D. P. Dutka, I. R. Starkey, T. R. D.
Shaw, G. R. Sutherland, and K. A. A. Fox, “Differences in Myocardial Velocity
Gradient Measured Troughout the Cardiac Cycle in Patients With Hypertrophic
Cardiomyopathy, Athletes and Patients With Left Ventricular Hypertrophy Due to
Hypertension,” J Am Coll Cardiol, vol. 30, pp. 760-768, 1997.
[64] J. Garot, G. A. Derumeaux, J. L. Monin, A. M. Duval-Moulin, M. Simon, D. Pascal, A.
Castaigne, J. L. Dubois-Randé, B. Diebold, and P. Guéret, “Quantitative systolic and
diastolic transmyocardial velocity gradients assessed by M-mode colour Doppler tissue
imaging as reliable indicators of regional left ventricular function after acute myocardial
infarction,” European Heart Journal, vol. 20, pp. 593-603, 1999.
[65] R. Bonow, S. Bacharach, and M. Green, “Impaired left ventricular diastolic filling in
patients with coronary artery disease: Assessment with radionuclide angiography,”
Circulation, vol. 64, pp. 315-323, 1981.
[66] M. T. Saltzberg, S. Lee, J. Solbe, and J. Robergé, “Using synthetic M-mode imaging to
measure temporal differences in left ventricle contraction patterns during ischemia,”
IEEE Computers in Cardiology, vol. 24, pp. 235-238, 1997.
[67] P. N. Burns, S. R. Wilson, D. Muradali, J. E. Powers, and T. T. Fritzsch, “Microbubble
destruction is the origin of harmonic signals from FS 069,” Radiology, vol. 201, pp.
158, 1996.
[68] S. L. Mulvagh, D. A. Foley, B. C. Aeschbacher, K. K. Klarich, and J. B. Seward,
“Second harmonic imaging of an intravenously administrated echocardiographic
contrast agent: visualisation of coronary arteries and measurement of coronary blood
flow,” J Am Coll Cardiol, vol. 27, pp. 1519-1525, 1996.
[69] H. Karlsson, “Luftfyllda mikrobubblor banar väg för ultraljud i hjärtats kärl,” in Dagens
medicin, 1998, pp. 14.
[70] L.-Å. Brodin, J. van der Linden, and B. Olstad, “Echocardiographic Functional Images
Based on Tissue Velocity Information,” Herz, vol. 23, pp. 491-498, 1998.
34
[71] K. Isaaz, A. Thomson, and G. Ethevenot, “Doppler echocardiographic measurement of
low velocity motion of left ventricular posterior wall,” Am J Cardiol, vol. 64, pp. 66-75,
1989.
[72] G. R. Sutherland, M. J. Stewart, K. W. E. Groundstroem, C. M. Moran, A. Fleming, F.
J. Guell-Peris, R. A. Reimersma, L. N. Fenn, K. A. A. Fox, and W. N. McDicken,
“Color Doppler Myocardial Imaging: A New Technique for the Assessment of
Myocardial Function,” Journal of the American Society of Echocardiography, vol. 7,
pp. 441-458, 1994.
[73] A. Elvin and P. G. Lindgren, “På tröskeln till funktionellt ultraljud,” Läkartidningen,
vol. 96, pp. 4412-4417, 1999.
35