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Apparecchiature Ultrasonografiche

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Strumentazione Biomedica
Strumentazione Biomedica
Apparecchiature ultrasonografiche
Univ. degli studi “Federico II”
di Napoli
ing. Paolo Bifulco
Università degli Studi “Federico II” di Napoli
ing. P. Bifulco: tel: 081 7683794 e-mail: [email protected]
Strumentazione Biomedica
Onde sonore
• Il suono può essere definito come l’energia meccanica
trasmessa da onde di pressione in un mezzo materiale.
• Le onde che viaggiano attraverso il mezzo sono costituite
da una componente longitudinale (parallela alla
direzione di propagazione) e una trasversale
(perpendicolare alla direzione di propagazione).
• In particolare le onde traverse possono propagarsi più
facilmente attraverso alcuni materiali solidi, come ad
esempio acciaio o tessuto osseo, mentre nei tessuti molli
analizzati nella diagnostica di immagini mediante
ultrasuoni tale componente può essere trascurata
rispetto a quella longitudinale.
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ing. P. Bifulco: tel: 081 7683794 e-mail: [email protected]
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Strumentazione Biomedica
Onde sonore
• Il suono può essere considerato come una
successione di compressioni e rarefazioni di
molecole e particelle in un mezzo.
• Le regioni di compressione sono accompagnate
da pressioni elevate rispetto alla pressione
atmosferica, mentre le regioni di rarefazione
corrispondono a punti dove la pressione è più
bassa di quella atmosferica
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Strumentazione Biomedica
Onde sonore
• Il grafico delle successive figure può essere interpretato,
allo stesso modo, come l’andamento nel tempo della
pressione in un punto dello spazio, oppure come
l’andamento della pressione nello spazio in un istante.
• Nel primo caso la durata di un ciclo corrisponde al
periodo (e il suo inverso alla frequenza) dell’onda, nel
secondo caso la distanza tra due punti equifase
corrisponde alla lunghezza d’onda.
• L’insieme dei due fenomeni costituisce la propagazione
dell’onda sonora. La frequenza (f) e la lunghezza d’onda
(λ
λ) sono legati dalla relazione f=c/λ
λ dove (c ) è la velocità
di propagazione dell’onda in un mezzo
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Strumentazione Biomedica
Propagazione del suono
rarefazione compressione
• Onde longitudinali
Direzione di propagazione
Pressione massima
Ampiezza
s t
Pressione minima
Direzione di
oscillazione
compressione
rarefazione
compressione
rarefazione
compressione
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Strumentazione Biomedica
Propagazione del suono
• Onde trasversali
Direzione di propagazione
Direzione di
oscillazione
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Strumentazione Biomedica
Lunghezza d’onda, velocità, frequenza
La velocità del suono in un mezzo è determinata
principalmente dalle caratteristiche di tale mezzo. Una
espressione della velocità del suono nei tessuti corporei
valida per onde sonore longitudinali è:
• Relazioni
λ=
c
f
c= B ρ
dove B rappresenta una misura della rigidezza del
tessuto, ed è la resistenza del tessuto ad essere
compresso, mentre ρ rappresenta la densità [g/cm3].
λ: lunghezza d’onda
T: periodo
1
f: frequenza f =
c: velocità di
T
propagazione
La compressibilità può essere misurata attraverso il
coefficiente di compressione K definito come la variazione
relativa di volume indotta da una variazione di pressione
unitaria o tramite il suo reciproco modulo di compressione
B definito come il rapporto tra la variazione di pressione e
la variazione relativa di un volume risultante che è un
indice di rigidezza di un mezzo.
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Ad esempio:
frequenza
periodo
1 ciclo/sec.
1Hz
T = 1 sec.
103 cicli/sec.
1KHz
T = 1 msec.
106 cicli/sec.
1MHz
T = 1 µsec.
Suono
Ultrasuono
20 Hz ÷ 18 KHz
18 KHz ÷ 1 GHz
Ultrasuono
0,5 ÷ 20 MHz
in medicina
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• In un determinato mezzo, c = costante,
perciò ad ogni frequenza f vi sarà una
corrispondente lunghezza d’onda λ
λ
c
f
lunghezza d’onda
velocità dell’ultrasuono nel mezzo
frequenza dell’ultrasuono
c = f ·λ
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Ad esempio supponiamo che la velocità sia
di 1540 m/s (velocità del suono in acqua)
f
1 MHz
5 MHz
10 MHz
15 MHz
20 MHz
λ
1,54 mm.
0,31 mm.
0,15 mm.
0,10 mm.
0,08 mm.
La distanza fra due punti identici sull’onda-ultrasuono nel
tessuto in esame è tipicamente 1 mm. o meno.
Al crescere della frequenza questa distanza diminuisce!!!
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Strumentazione Biomedica
Energia associata agli ultrasuoni
•
•
•
•
•
•
Una particella in moto possiede un’energia cinetica pari a 1/2 m v2; la massa
totale per unità di volume delle particelle è la densità media del mezzo ρ; è
possibile quindi ricavare la densità di energia: E= 1/2 ρ v2 .
L’intensità I di un fascio ultrasonoro esprime la quantità di energia che
attraversa nell’unità di tempo una superficie unitaria ortogonale alla direzione
di propagazione del fascio.
Dato che, nell’unità di tempo, il fascio percorre un cammino uguale alla sua
velocità di propagazione c è possibile scrivere che I=c E= 1/2 c ρ v2 .
L’intensità assoluta nel Sistema Internazionale (SI) di misura è espressa in
[W/m2] ma in ultrasonografia le superfici considerate sono molto piccole ed è
più comodo esprimerla in [W/cm2 ].
Inoltre le intensità assolute in ecotomografia sono estremamente variabili e di
non immediata comprensione, è quindi più utile far riferimento all’intensità
relativa Ir=log10(I2/I1). L’unità di misura dell’intensità relativa è il Bel B con il
suo sottomultiplo decibel dB.
La potenza di un fascio ultrasonoro è l’energia trasportata nell’unità di tempo
e corrisponde quindi all’intensità per l’intera area di sezione in cui l’onda si
propaga.
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Strumentazione Biomedica
Intensità degli ultrasuoni
• L’onda elastica nel propagarsi in un mezzo trasporta energia sia
sotto forma di energia cinetica che di energia potenziale.
• Si definisce intensità I di un’onda elastica (sonora o ultrasonora)
l’energia che attraversa l’unità di superficie nell’unità di tempo.
Intensità I
ρcv 02 [watt/cm2]
I=
2
ρ
v0
è l’energia dell’u.s. che
viaggia nell’unità di
tempo attraverso l’unità
di area del mezzo.
Cioè è la densità di
potenza nel mezzo.
densità del mezzo
velocità della particella
costituente il mezzo
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Strumentazione Biomedica
Limiti intensità ultrasuoni
• Limiti intensità
tempo per le
applicazioni di
ultrasuoni al corpo
umano
Intensità
acustica
[W/cm2]
104
103
Zona a rischio
102
101
10
200 s, 100 mW/cm2
10-1
Zona a minimo rischio
10-2
10-7
10-5
10-3
10-1
10
tempo (s)
103
105
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Strumentazione Biomedica
Indice meccanico
• L’indice meccanico (MI) si ottiene dal rapporto tra
il valore massimo della pressione negativa misurata
in acqua (“normalizzata” per il corpo umano) e la
radice della frequenza (centrale)
MI =
Pa
max
f
Pa
press.
negativa
• Alto : MI =1.0 – 1.9
• Medio : MI = 0.3 –0.6
• Basso : MI = 0.1 – 0.2
• Ultra basso : MI < 0.1
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Ad esempio
Onda piena in acqua: I = 1 W/cm2
f = 1 MHz
spostamento della particella
velocità della particella
velocità dell’ultrasuono
lunghezza d’onda
uo
v0
c
λ
0,018
12
1500
1,5
[ µm ]
[ cm s-1 ]
[ m s-1 ]
[ mm ]
Potenza d’uscita u.s. = Intensità u.s. x area
[W]
= [W·cm-2] x [cm2]
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Attenuazione dell’intensità con la distanza
Assorbimento dell’u.s.
I [W/cm2]
I0
Ix = I0 e-ααx
Coefficiente di assorbimento
α ~ k⋅ f β
x [cm]
Superficie
esterna
del mezzo
Profondità (depth)
dove:
K è una costante dipendente
dal mezzo
f è la frequenza dell’ultrasuono
β vale circa 2 per i tessuti molli
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Impedenza acustica del mezzo
pressione della particella
velocità della particella
densità del mezzo
velocità dell’u.s. nel mezzo
p
vo
ρ
c
Esiste una relazione analoga a quella di Ohm:
V=Z·I (tensione=impedenza x corrente)
p = ρ · c · v0 = Z · v0
p
Z=
= ρ⋅c
v0
L’impedenza è una proprietà caratteristica del
mezzo che dà una misura dell’entità delle forze
che si oppongono alla trasmissione dell’onda.
La sua unità di misura è il Rayl.
Impedenza acustica del mezzo
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Ultrasuoni in medicina
• Impedenza acustica del mezzo - esempi
Esempi: f = 1 MHz ad una certa temperatura
Materiale
Aria
Acqua
Grasso
Cervello
Fegato
Rene
Sangue
Muscolo
Ossa cranio
Polmone
Velocità c [m/s]
331
1480
1450
1541
1549
1561
1570
1585
4080
600
Z [Kgm-2sec-1x10-5]
0.0004
1.48
1.38
1.58
1.65
1.62
1.61
1.70
7.80
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Riflessione e rifrazione di onde ultrasoniche
onda
incidente
ϑi ϑr
onda
riflessa
Coefficiente di riflessione
 Z − Z1 
I

α r = r =  2
I i  Z 2 + Z 1 
I
4Z 2Z 1
αt = t =
Ii
(Z 2 + Z 1 )2
Mezzo 1
ϑt
Mezzo 2
onda
trasmessa
2
Coefficiente di trasmissione
sen ϑ i
c
= 1
sen ϑ t
c2
Legge di Snell
ϑi = ϑr
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Strumentazione Biomedica
Onda riflessa e onda trasmessa
• Le ampiezze dipendono dalle differenti
impedenze acustiche dei due mezzi
Onda incidente
1,0
Onda trasmessa
0,13
-0,87
Onda riflessa
Z1
mezzo 1
Z2
mezzo 2
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Riflessione e rifrazione - esempi numerici
Esempio
αr
interfaccia mezzi differenti
Tessuto-aria
tessuto-acqua
grasso-muscolo
muscolo-sangue
muscolo-osso
tissue-air
tissue-water
fat-muscle
muscle-blood
muscle-bone
0.9995
0.05
0.10
0.03
0.64
coefficiente
di riflessione
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Strumentazione Biomedica
Echi
•
•
•
Per quanto riguarda l’angolo di riflessione è importante distinguere tra due tipi di
fenomeni riflessivi: 1) riflessione speculare; 2) scattering.
Gli echi speculari si verificano quando l’onda acustica incontra un oggetto di
dimensioni maggiori della lunghezza d’onda dotato di una superficie relativamente
liscia. In questo caso si ha che l’angolo tra la direzione dell’onda incidente e la
normale alla superficie è uguale e opposto all’angolo tra la stessa normale e l’angolo
dell’onda riflessa.
Gli echi di scattering sono invece prodotti da oggetti di dimensione minore della
lunghezza d’onda o da oggetti dotati di una superficie irregolare, e in questo caso
l’onda viene riflessa in molteplici direzioni, perché la normale alla superficie varia in
modo sensibile da punto a punto.
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Strumentazione Biomedica
Diffusione (Scattering)
• Oggetti puntiformi (molto piccoli) rispetto
alla lunghezza d’onda dell’ultrasuono
producono echi diffusi
L’intensità di scattering Is (simmetria sferica)
risulta inversamente proporzionale al quadrato
della distanza R
Onda
incidente
Diffusione
Is =
Ii
σ
4π R 2
Ii: intensità incidente
Is:intensità scattering
Teoria di Rayleigh
R: distanza radiale
σ: scattering cross-section
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Strumentazione Biomedica
Scattering cross section (σ
σ)
• Descrive l’efficienza con cui una particella
puntiforme diffonde gli ultrasuoni
• Dipende dall’impedenza acustica Z
• È proporzionale alla sesta potenza del raggio
della particella (r) ed alla quarta potenza della
frequenza ( f )
σ ∝ r6 f 4 (Z)
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Strumentazione Biomedica
Valori di alcuni materiali di interesse clinico…
• sono riportati valori indicativi della densità, velocità di
propagazione degli ultrasuoni, l’impedenza acustica e
l’attenuazione
Aria
Acqua
ρ
(Kg m-3)
v
(ms-1)
Z
(Kg m-2s-1)
Attenuazione
(dB cm-1MHz-1)
1.3
330
429
>10
1480
1.5·106
0.002
0.6
1000
Grasso
900
1450
1.3·106
Muscolo
1080
1585
1.7·106
1.5
Polmone
220
900
0.2·106
30
Sangue
1030
1570
1.6·106
0.18
4000
7.4·106
8
Osso
1850
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Strumentazione Biomedica
Trasduttori per ultrasuoni
• I trasduttori ad ultrasuoni convertono energia acustica in segnali
elettrici ed energia elettrica in energia acustica. I trasduttori utilizzati
nell’ambito medico utilizzano l’effetto piezoelettrico per generare onde
sonore o per rilevare segnali eco ricevuti.
• Quando una forza è applicata perpendicolarmente alle facce di un
cristallo di quarzo si verifica un cambiamento di carica elettrica. Questo
cambiamento può essere rilevato e amplificato producendo un segnale
elettrico. Se un opportuno segnale elettrico è applicato al cristallo, esso
comincia a vibrare mandando un onda sonora nel mezzo.
• Un trasduttore piezoelettrico è caratterizzato da una frequenza di
risonanza in corrispondenza della quale risulta essere più efficiente la
conversione di energia elettrica in acustica e viceversa. Infatti, i
trasduttori operano usualmente vicino alla frequenza di risonanza
dell’elemento. La frequenza di risonanza è determinata principalmente
dallo spessore dell’elemento piezoelettrico, infatti i trasduttori che
operano a frequenze più alte devono essere più sottili di quelli che
operano a frequenze più basse.
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Strumentazione Biomedica
Materiali piezoelettrici
• I materiali piezoelettrici sono costituiti da un numero elevato di
molecole asimmetriche con cariche positive e negative separate ai
due estremi, dei veri e propri dipoli. Se viene applicata ai due
estremi una differenza di potenziale i dipoli si orientano secondo il
campo elettrico e ne consegue una variazione delle dimensioni.
• Materiale piezoelettrico naturale cristallino è il quarzo. In
ecografia, però, vengono utilizzati materiali artificiali per le loro
migliori caratteristiche qualitative. Il più diffuso è lo zirconatotitanato di piombo (PZT). E’ una ceramica facilmente modellabile
che acquisisce proprietà piezoelettriche una volta scaldata al di
sopra della cosiddetta temperatura di Curie, che per lo zirconatotitanato di piombo vale 365 °C, e lasciata raffreddare lentamente
sotto l’azione di un campo elettrico di intensità opportuna.
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Strumentazione Biomedica
Risoluzione spaziale
• La risoluzione spaziale si riferisce alla possibilità di
rilevare distintamente due riflettori o regioni di
scattering posti ad una certa distanza tra di loro, a parità
di cicli emessi.
• La risoluzione spaziale migliora con l’aumentare della
frequenza ma allo stesso tempo anche l’attenuazione
aumenta con conseguente diminuzione della
penetrazione.
• La scelta della frequenza dell’ultrasuono è pertanto il
risultato di un compromesso tra richieste di risoluzione e
penetrazione sufficiente nel tessuto di interesse.
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Strumentazione Biomedica
Risoluzione assiale
• La risoluzione assiale si riferisce alla minima distanza che deve
essere presente tra due riflettori lungo l’asse del fascio
ultrasonoro, affinché vengano visualizzati in modo distinto.
• È determinata dalla durata dell’impulso ultrasonoro trasmesso nel
mezzo ed è pari al numero di cicli trasmessi nell’impulso (Nc)
moltiplicato per il periodo dell’onda (T):
• Ris = (c*Nc*T)/2 o equivalentemente Ris = c*Nc/(2f) (MHz)
• ed è espressa in µm.
• Se l’intervallo di tempo tra due segnali eco provenienti da due
riflettori posti in posizioni differenti lungo il fascio ultrasonoro è
più grande della durata dell’impulso T, allora i due echi ricevuti
saranno identificati come distinti dal sistema.
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Strumentazione Biomedica
Risoluzione Laterale
• La risoluzione laterale si riferisce invece alla possibilità
di distinguere due riflettori posizionati
perpendicolarmente alla direzione del fascio ultrasonoro
ed è quindi correlata con la larghezza del fascio emesso
dal trasduttore cioè dal diagramma di radiazione del
trasduttore.
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Strumentazione Biomedica
Eccitazione del cristallo piezoelettrico
• I trasduttori vengono eccitati da corti burst (pacchetti) di energia
elettrica da un generatore di impulsi nella strumentazione ad
ultrasuoni. In risposta all’eccitazione il trasduttore comincerà a vibrare
alla frequenza di risonanza e manderà un impulso sonoro nel mezzo.
• Un singolo impulso ultrasonoro è costituito da uno spettro di frequenze
rappresentato in termini di banda di frequenze (banda frazionale) del
trasduttore e tale banda può essere determinata mediante l’analisi
spettrale dell’impulso sonoro
Impulso elettrico
Trasduttore
piezoelettrico
Impulso ultrasonoro
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Strumentazione Biomedica
Eccitazione del cristallo piezoelettrico
• Esempio di un impulso ultrasonoro e suo spettro
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Strumentazione Biomedica
•
Zl = Z L ⋅ ZT
•
Problema di trovare un materiale con un
esatto valore di Zl (~6.7 MRayl)
Altrimenti si possono usare strati di
accoppiamento multipli (ad es. 2):
Z l ,1 = ZT
34
14
⋅ Z L ; Z l , 2 = ZT
14
Zl
ZT
Trasduttore
– Spessore delle strato= λ/4
– Zl scelto in modo che Ir,1 = Ir,2 :
•
ZL
Uno strato tra il trasduttore ed il tessuto
con ZT > Zl > ZL viene utilizzato
Idealmente una efficienza di
accoppiamento del 100 % attraverso uno
strato di accoppiamento è possibile per
l’interferenza distruttiva della riflessione
⋅ ZL
Matching
Layer
•
λ/4
λ/2
Tessuto
Macthing layer
It
Ii
Ir,1
It,L
Ir,l
Ir,2
34
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Profilo spaziale del fascio ultrasonico
Andamento del campo acustico
ϑ
r
x
Trasduttore
piezoelettrico
xmax
Zona FRESNEL
campo vicino
xmax
r2
=
λ
Zona
FRAUNHOFER
campo lontano
sen ϑ =
0.61λ 0.61 ⋅ c
=
r
r⋅ f
se r2 >> λ2
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Fascio ultrasonico
• Esempio di profilo dell’intensità dell’ultrasuono
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Strumentazione Biomedica
Intensità ultrasuoni
• Esempio di profili di
intensità
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Strumentazione Biomedica
Risoluzione
• Esempio
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Trasduttori piezoelettrici
Esempio di
realizzazione
pratica di un
trasduttore
piezoelettrico
dotato di
"backing" e
piastra di
adattamento a λ/4
Trasduttore
piezoelettrico
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Principio di
funzionamento di
base di un sistema
eco pulsato
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Strumentazione Biomedica
Esempio
formazione echi
• Nelle immagini sono
rappresentati 3 mezzi
separati da due
interfacce (A e B)
• Le immagini
mostrano la sequenza
temporale della
riflessione di un
impulso ultrasonico
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Strumentazione Biomedica
Esempio: test materiali
• Controllo dell’uniformità di un materiale (ad es.
ricerca di imperfezioni, piccole rotture, bolle, etc )
foro
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Rappresentazione A-mode (Amplitude Mode)
Schema a blocchi di un A-mode: In tale sistema si ha una semplice
rappresentazione dell’ampiezza dei segnali rilevati dal trasduttore nei confronti
del tempo
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• A-mode
Figure 2. Photograph of SmithKline
Instruments A-mode US machine
being used by Dr Goldberg to
examine a pregnant uterus
Figure 3. A-mode US image obtained in the
fetal head. The first vertical deflection to the left
is the maternal skin surface, with the two
subsequent reflections arising from the fetal
head.
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Strumentazione Biomedica
Esempi di A -mode
• esempio
Sonda
ultrasonica
Addome
materno
Impulso
incidente
Testa del
bambino
Impulso
riflesso 1
d
tempo
Impulso
riflesso 1
Impulso
riflesso 2
Impulso
riflesso 2
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22
Strumentazione Biomedica
Esempi di A -mode
• Applicazioni oftalmologiche
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• A-mode
Figure 7. A-C, Static B-scan
US images obtained with the
Picker scanner show a fetal
head (arrows in A and C) and a
fetal body (arrows in B) within
the uterus. A, Sagittal plane; B,
C, transverse plane. D,
Accompanying A-mode image
shows the small central
vertical deflection (arrow)
obtained from the midline of
the fetal brain.
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23
Strumentazione Biomedica
Dall’A-mode al B- Mode
• Esempio
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Schema di
rappresentazione del
segnale ultrasonoro, in
A-mode e B-mode.
– G: Generatore ultrasuoni
– R: Ricevitore amplificatore
– D: Schermo di
rappresentazione
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24
Strumentazione Biomedica
Schema di un semplice B -mode
• A singolo trasduttore movimentato meccanicamente
Involucro
Motore
meccanico
Gel di
adattamento
C
Rappresentazione B-mode (Brigthness): Tale metodo consente di
ottenere un’immagine bidimensionale, combinando le
informazioni relative a diverse posizioni del trasduttore
Movimento
sonda
Singolo
trasduttore
C
Immagine
oggetto
riflettente
D
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Strumentazione Biomedica
Schema di principio del B-mode
• Combinazione delle informazioni di ciascuna linea (Amode) con quelle di orientazione di tale linea
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25
Strumentazione Biomedica
Schema di un semplice B -mode
• Sonde rotanti
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Strumentazione Biomedica
Ecocardiografia
• Asse corto
Fine diastole
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Fine sistole
26
Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Array lineari
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Se un trasduttore viene fatto
oscillare secondo un angolo a,
sullo schermo viene
rappresentata una immagine di
tipo settoriale, di angolo a,
secondo il piano di tale angolo
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27
Strumentazione Biomedica
B-mode
• addome
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Strumentazione Biomedica
B-mode
• Ecografia in
ostetricia
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28
Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• B-mode
Figure 4b. Ampullary carcinoma
metastases in the right lobe of the
liver in a 76-year-old woman. (a)
Conventional B-mode
longitudinal US scan shows
heterogeneous echogenicity of the
liver with an ill-defined metastasis
(arrow). No other definite
metastases are seen. (b) Pulseinversion mode longitudinal US
scan after administration of SH U
508A depicts multifocal
metastases (arrows) not seen in a
that are outlined by high signal
intensity from the normal liver
parenchyma.
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Strumentazione Biomedica
Time Gain Compensation
• Gli ecografi possono
compensare la sempre
più grande
attenuazione dovuta ai
percorsi più lunghi
effettuati dagli echi più
lontani dalla sorgente
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29
Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• Rappresentazione M-mode (time Motion mode)
Si tratta di una semplice estensione del concetto di B-mode ; in questo caso le variazioni di
ampiezza corrispondenti agli echi di ritorno vanno a modulare la luminosità di una linea
verticale che si muove con velocità costante da un lato all’altro di uno schermo.
Tale metodo si presta molto bene alla visualizzazione di organi in movimento (tipicamente
valvole cardiache, ecc.) per i quali è possibile avere una rappresentazione delle posizioni
via occupate nei diversi istanti;
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• M-mode
Figure 2. Flow across VSD. Left, Color M mode: systole (S) starts at closure
of mitral valve. Mitral valve is open during diastole (D). Middle, Pulsed
Doppler: systole ends at closure of semilunar valves (arrows). Bidirectional
flow across septum occurs only during systole. Right, Continuous Doppler:
atrioventricular flow with E and A waves occurs in diastole.
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30
Strumentazione Biomedica
Risoluzione
immagine B-mode
• Bassa densità di linee,
scarsa risoluzione
laterale
• Alta densità di linee,
scarsa risoluzione
laterale
• Bassa densità di linee,
alta risoluzione laterale
• Alta densità di linee,
alta risoluzione laterale
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Strumentazione Biomedica
Ultrasuoni in medicina
• B&M-mode
Simultaneous recording of
motion mode (M-mode) and
two dimensional
echocardiograms. The
arrows on the right image
indicates the position of the
ultrasound beam from which
the M-mode recording was
made. LVW = left
ventricular wall, LV = left
ventricle, LA = left atrium,
RV = right ventricle
M-Mode
B-Mode
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31
Strumentazione Biomedica
Confronto tra modalità A, B e M
• Esempio
T
A
B
B
B
T
C
T
R
R
B
A-mode
B-mode
R
M-mode
T
B
T
R
R
B
R
T
B
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Strumentazione Biomedica
A, B e M mode
• Esempio
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32
Strumentazione Biomedica
Tipologie di sonde
• Esempi
sector
convex
transvaginal/transrectal
linear
transesophageal
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Strumentazione Biomedica
Sonde intravascolari
• Esempio
Catetere
Placca
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33
Strumentazione Biomedica
Arrays
• Si basano su
opportuni
sfasamenti dei
segnali relativi ai
singoli elementi
(trasmettitori o
ricevitori)
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Strumentazione Biomedica
Arrays
•
•
•
•
•
Linear Sequential
(switched) ~1 cm × 10-15
cm, up to 512 elements
Curvilinear
similar to (a), wider field of
view
Linear Phased
up to 128 elements, small
footprint → cardiac
imaging
1.5D Array
3-9 elements in elevation
allow for focusing
2D Phased
Focusing, steering in both
dimensions
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34
Strumentazione Biomedica
Immagini ultrasoniche
• Da 2D a 3D
.
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Strumentazione Biomedica
Immagini ultrasoniche
• 3D
.
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35
Strumentazione Biomedica
Ecografi
• Apparecchi ecografici
Color Doppler
.
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Strumentazione Biomedica
Immagini armoniche
• Immagini armoniche con mezzo di contrasto
– Apposite microbolle (per esaltare l’effetto di eco)
risuonano anche a frequenze multiple di quella
fondamentale (emettono armoniche superiori)
• Immagini armoniche native
– Segnali armonici possono essere prodotti
dall’oscillazione di strutture tissutali a causa di effetti
non lineari nella propagazione degli ultrasuoni
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36
Strumentazione Biomedica
Velocimetro a tempo di transito
• Si basano sulla misura della differenza ∆t, tra i due diversi tempi
che un’onda impiega per attraversare un mezzo in movimento,
secondo che si propaghi in senso concorde o opposto alla velocità
del fluido
d
d
; t 21 =
t12 =
c + V cos θ
c − V cos θ
ipotizzando v(r)=V
essendo c >> Vcosθ
1
V(r) d
θ
d
d
∆t =
−
c + V ⋅ cos θ c − V ⋅ cos θ
=
2dV cos θ
2d ⋅ V cos θ
≅
2
2
c − V ⋅ cos θ
c2
2
se c>>V …si trascura
θ
r
2
∆t ⋅ c 2
V =
2 d cos θ
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Strumentazione Biomedica
Velocità all’interno del vaso
Rimuoviamo l’ipotesi di u(r) costante
• La distribuzione di velocità all’interno di un condotto a sezione
circolare (nelle ipotesi di flusso laminare a basso numero di Reynolds)
  r 2 
u (r ) = U max 1 −   
  R  
• Umax: velocità massima
R
2π R
u media
U
= max =
2
∫ u (r )da ∫ ∫ U
a
a
=
0 0
max
  r 2 
1 −    ⋅ rdrdϕ
  R  
πR 2
u(r)
rdϕ
ϕ
dr
• Umedia: Umax / 2
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37
Strumentazione Biomedica
Velocimetro a tempo di transito
• La relazione tra ∆t e la velocità u può essere ricavata considerando
che il tempo per andare dalla coordinata x alla coordinata x+dx
risulta
  r 2 
dx
c − u ( x ) cos θ
=
u
r
u
(
)
2
 
0 1 − 
dt ( x ) =
≅
dx
2
  R  
c + u ( x ) cos θ
c
u0: velocità media
Integrando si ottiene
t12 =
d
(3c − 4u0 cos θ ) ; t21 = d 2 (3c + 4u0 cosθ )
2
3c
3c
∆t = t21 − t12 =
8du0 cos θ
3c 2
1
V(r) d
θ
θ
r
2
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Strumentazione Biomedica
Effetto Doppler
• Si può osservare che la frequenza di un’onda acustica
riflessa da una struttura fissa risulta essere eguale alla
frequenza dell’onda incidente.
• Diverso è il caso di un’onda che incide su un bersaglio
dotato di una propria velocità. In questo caso la
frequenza dell’onda riflessa ha un valore diverso da
quello dell’onda incidente (effetto Doppler).
• Se il bersaglio si sposta verso la sorgente acustica,
l’onda riflessa ha frequenza maggiore dell’onda
incidente, mentre se il moto relativo ha verso opposto, la
frequenza diminuisce.
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38
Strumentazione Biomedica
Effetto Doppler
• Esempi
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Strumentazione Biomedica
Effetto Doppler
• Se le velocità agiscono tutte lungo lo stesso asse,
allora si ha:
 c −V 
•
•
•
•
•
fr
fs
Vs
Vr
c
r
 fs
fr = 
frequenza del suono ricevuto
c
V
−
s 

frequenza del suono emesso
velocità della sorgente
 V − Vr 
velocità del ricevitore (bersaglio)
f r ≅ f s 1 − s

velocità di propagazione del suono
c 

• La variazione di frequenza fD vale:
frequenza Doppler fD = fr - fs
 c − Vr

− 1 
f D = f s 
 c − Vs

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39
Strumentazione Biomedica
Effetto Doppler
• Presentazione grafica
<< onda riflessa
V
onda incidente >>
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Strumentazione Biomedica
Effetto Doppler
• Presentazione grafica
<< onda riflessa
onda incidente >>
V
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40
Strumentazione Biomedica
Velocimetri Doppler
• Si basano sulle differenze di frequenza tra onda trasmessa e onda
riflessa (da particelle (globuli rossi) in movimento nel sangue).
• Non necessitano di accesso al diretto al vaso sanguigno
Ricordando che
 V − Vr 
Frequenza percepita dalla particella
f r ≅ f s 1 − s

c
 V cos a 


Rx
f = f 1 −

i
s

c

Tx
Frequenza percepita dal ricevitore
 V cos β 
 V cos α   V cos β 
f r = f i 1 −
 = f s 1 −
 ⋅ 1 −

c
c  
c 



 V (cos a + cos β ) 
f r ≅ f s 1 −

c


ponendo
γ=(α+β)/2
e cos((α-β)/2)=1,
α + β 
α − β 
cos α + cos β = 2 ⋅ cos
 ⋅ cos

 2 
 2  poiché α e β sono prossimi tra loro
∆f = f s − f r =
2 f sV cos γ
c
V(r)
β α
r
V
V=
∆f ⋅ c
2 f s cos γ
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri Doppler
• Gli ultrasuoni vengono riflessi dai globuli rossi che
viaggiano ad un velocità V all’interno del vaso
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri Doppler
• Esempio quantitativo:
• Per una frequenza di 5 MHz, con una
velocità media dell’u.s. di 1.5·105 cm/sec, lo
spostamento di frequenza fD è compreso tra
pochi Hz ed alcune migliaia di Hz.
• Dunque lo spostamento in frequenza
Doppler fD è nella banda audio
dell’orecchio umano
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri Doppler
• 1) Apparati:
– ad onda continua (C.W.)
– ad onda pulsata (P.W.):
• “single-gate”
• “multigate”
• 2) Metodi di rilevazione e valutazione:
–
–
–
–
interpretazione sonora
analisi della forma d’onda analitica
analisi spettrale
“Imaging”
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42
Strumentazione Biomedica
Velocimetri doppler
• CW (Continuous Wave), PW (Pulsed Wave)
Doppio trasduttore
Singolo trasduttore
CWricevitore
PW
trasmettitore
Regione di osservazione
Profilo di
velocità, v
Arteria
ø
Regione di osservazione:
sovrapposizione dei due raggi
ø
Vena
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri Doppler
• Schema a blocchi di un velocimetro Doppler CW
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Strumentazione Biomedica
Demodulazione segnale Doppler
Semplificazione con una sola componente di velocità avanzane U ed una retrograda L
ω0 − ωl )t
• Segnale ricevuto Vs = A cos ω0t + U cos(ω0 + ωu )t + L cos(
Da velocità in
Segnale da
tessuti fermi
Da velocità
verso la sonda
allontanamento dalla
sonda
VA = cos ω0t ⋅ [ A cos ω0t + U cos(ω0 + ωu )t + L cos(ω0 − ωl )t ]
2 cos α cos β = cos(α + β ) + cos(α − β )
cos 2α = 2 ⋅ cos 2 α − 1
V A = 1 2 [ A + A cos 2ω0t + U cos(2ω0 + ωu )t + U cos ωu t + L cos(2ω0 − ωl )t + L cos ωl t]
VB = sin ω0t ⋅ [ A cos ω0t + U cos(ω0 + ωu )t + L cos(ω0 − ωl )t ]
2 senα cos β = sen(α + β ) + sen(α − β )
VB = 1 2 [ Asen 2ω0t + Usen(2ω0 + ωu )t + U sen(−ωu ) t + Lsen(2ω0 − ωl )t + L sen ωl t]
Dopo il passa banda che rimuove sia le componenti in continua sia quelle a frequenza doppia …
VA = 1 2 ⋅ [U cos ωu t + L cos ωl t ]
VB = 1 2 ⋅ [U sin ωu t − L sin ωl t ]
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Strumentazione Biomedica
Demodulazione segnale Doppler
Semplificazione con una sola componente di velocità avanzane U ed una retrograda L
• continua …
VA = 1 2 ⋅ [U cos ωu t + L cos ωl t ]
VB = 1 2 ⋅ [U sin ωu t − L sin ωl t ]
A valle delle reti sfasatrici si ottiene
VA ' = 1 2 ⋅ [U cos(ωu t + φ ) + L cos(ωl t + φ )]
VB ' = 1 2 ⋅ [U sin(ωu t + φ + 90°) − L sin(ωl t + φ + 90°)]
sen(α + 90°) = cos α
VB ' = 1 2 ⋅ [U cos(ωu t + φ ) − L cos(ωl t + φ )]
Sommando e sottraendo VA’ e VB’
sommando …
VA '+VB ' = U cos(ωu t + φ )
Segnale corrispondente a velocità
verso la sonda
sottraendo …
VA '−VB ' = L cos(ωl t + φ )
Segnale corrispondente a velocità in
allontanamento dalla sonda
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri Doppler
• Esempio di rappresentazione di un
segnale doppler
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri doppler
• Esempi
Blood velocity Mitral inflow
Velocity
time
Normal relaxation
Delayed relaxation
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri doppler
• Esempi
Profilo velocità
Spettro
fmedia
Parabolic
Blunt
Plug
Jet
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Strumentazione Biomedica
Velocimetri doppler PW
• La massima profondità di esplorazione dmax è vincolata
dalla frequenza di ripetizione f0 secondo la relazione:
1 2 ⋅ d max
=
f0
c
d max =
c
2 ⋅ f0
Per aumentare dmax
occorre diminuire f0
• Per il teorema di Shannon la massima velocità misurabile
risulta
c ⋅ f0
f
Per aumentare u
∆f max =
0
2
umax =
max
4 ⋅ f s ⋅ cos γ occorre aumentare f0
• Da cui
∆f max ⋅ d max =
c2
8 ⋅ f s ⋅ cos γ
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46
Strumentazione Biomedica
Color Doppler
• Esempio
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Strumentazione Biomedica
Color Doppler
• Esempio
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47
Strumentazione Biomedica
Mezzi di contrasto
• Sono impiegati per meglio valutare vasi o cavità, per migliorare la
sensibilità delle metodiche Doppler e per ottenere una migliore
discriminazione tra tessuti normali e patologici.
• Sono costituite da microbolle contenenti gas e circondate da membrane
stabilizzanti.
guscio
lume
Microbolle al microscopio
1 µm
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Strumentazione Biomedica
Mezzi di contrasto - II generazione
• SonoVue (BR1,Bracco Imaging), costituito da microbolle stabilizzate
da fosfolipidi contenenti esafluoruro di zolfo;
• Echogen (Sonus Pharmaceuticals, Inc e Abbott, Inc.) è un'emulsione di
dodecafluoruropentano;
• Optison (FS069, Mallinckrodt, Inc.) le cui microbolle sono stabilizzate
da albumina e contengono perfluoropropano;
• Imavist (AF0150,Alliance Pharmaceuticals Corp. And Scheing AG) è
costituito da microbolle stabilizzate da fosfolipidi e contenenti
perfluoroexano;
• Definity (MRX115,DuPont-Merck, Inc.) è costituito da liposomi
contenenti perfluoropropano;
• Sonazoid (NC100100, Nycomed Imaging AS/Amersham Ltd) è
costituito da microbolle contenenti perfluorocarburi.
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Strumentazione Biomedica
Mezzi di contrasto
• Interazioni con gli ultrasuoni
MI
Emissione a
larga banda
Esplosione
Generazione di
armoniche
Risonanza
Emissione f0
(teoria di
Rayleigh)
Scattering
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Strumentazione Biomedica
Mezzi di contrasto
• Alti MI rompono il guscio della bolla
Registrazione ottica con telecamera veloce
(12.500.000 frame/secondi)
5 µm
James E. Chomas et al., University of California, Biomedical Engineering
Division, Davis CA, USA; Proc. IEEE Ultrasonics Symp., 1999.
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49
Strumentazione Biomedica
Imaging armonico
• Il segnale di ritorno nell’Imaging armonico (C) è
costituito dalla frequenza trasmessa (A) e dal segnale
armonico (B), con frequenza doppia rispetto ad A.
• I sistemi US dotati di “Contrast Processing” sono in grado
di analizzare i due segnali separatamente.
A
B
C
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Strumentazione Biomedica
Imaging armonico
• Tecniche di filtraggio del segnale
Acquisizione convenzionale
Trasmissione
f0 (MHz)
Ricezione f0
(MHz)
Acquisizione armonica
Trasmissione
f0 (MHz)
Ricezione 2 f0
(MHz)
X
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50
Strumentazione Biomedica
Imaging armonico
SF6
• Esempio
2 MHz
SF6
SF6
2 MHz
SF6
SF6
4 MHz
SF6
2 - 4 MHz
SF6
SF6
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Strumentazione Biomedica
Imaging armonico
• Prima e dopo il contrasto
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51
Strumentazione Biomedica
Pulse inversion imaging
• Esempio
Impulso trasmesso
Pressione
P
Impulso
Eco tessuto
t
P
t
tempo
P
P
Impulso
invertito
Eco bolla
P
t
P
t
t
P
Somma
echi
t
P
t
t
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Strumentazione Biomedica
Confronto tra tecniche di imaging
• A) US normale
• B) Imaging armonico
• C) Pulse Inversion
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52
Strumentazione Biomedica
Impiego dei mezzi di contrasto nella pratica clinica
• Valutazione, non invasiva, della distribuzione del circolo e
microcircolo coronarico nel miocardio o perfusione
miocardica.
• Studio dei grossi vasi in associazione alle metodiche Doppler.
• Studio del microcircolo.
• Diagnosi delle lesioni focali epatiche.
• Diagnosi di lesioni focali presenti in altri organi quali:
prostata, mammella, rene, ovaie, milza e linfonodi ecc. .
• In particolare con le tecniche in real-time è possibile studiare
nella fase di distribuzione arteriosa epatica la presenza di
lesioni ipervascolari, come l’epatocarcinomi.
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Strumentazione Biomedica
Impiego dei mezzi di contrasto nella pratica clinica
• l’ecografia con mdc in tempo reale può costituire una valida metodica
diagnostica da impiegare in radiologia d’urgenza.
• l’ecografia con mdc permette un risparmio di tipo economico,
soprattutto rispetto all’esame RM, e di tipo biologico rispetto all’esame
TC
Lesione epatica (angioma) nelle varie fasi dinamiche: basale, arteriosa,
portale e parenchimale. Studio comparativo tra ecografia con mdc di
seconda generazione CEUS (in alto) e TC (in basso).
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53
Strumentazione Biomedica
Impiego dei mezzi di contrasto nella pratica clinica
• Impregnazione da liquido di contrasto del rene
Fase basale
Fase arteriosa
precoce
Fase arteriosa
Fase tardiva
parenchimale
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