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 ï£ 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