Rivista Italiana di Acustica
Vol. 38 (2014), N. 2, pp. 1-12
ISSN: 2385-2615
www.acustica-aia.it
ATTENUAZIONE
ULTRASONORA
E
INNALZAMENTO
DI
TEMPERATURA INDOTTO DA HIFU IN MATERIALI SIMULATORI
TISSUTALI
ULTRASOUND ATTENUATION AND TEMPERATURE INCREASE
INDUCED BY HIFU IN TISSUE MIMICKING MATERIALS
Rugiada Cuccaro *, Chiara Magnetto
INRIM, Istituto Nazionale di Ricerca Metrologica, Torino.
* Indirizzo dell’autore di riferimento – Corresponding author’s address:
Strada delle Cacce 91 - 10135, Torino, Italy
e-mail: [email protected]
(Ricevuto il 04/08/2014, accettato il 03/10/2014)
RIASSUNTO
L’impiego di fasci ultrasonori focalizzati ad alta intensità (HIFU) ha ottenuto un rapido consenso in ambito clinico come strumento chirurgico non invasivo per l’ablazione e la distruzione
controllata di cellule tumorali. Tuttavia, alcuni aspetti ad essi correlati, come il trasporto
dell’energia acustica nei tessuti e la sua conversione in calore, risultano non completamente
compresi. In tale contesto, la seguente ricerca si propone di studiare l’andamento
dell’attenuazione ultrasonora e dell’innalzamento di temperatura nella regione di focalizzazione
del fascio ultrasonoro in un materiale simulatore tissutale (Agar) al variare della concentrazione
dell’agente dispersivo in esso contenuto.
ABSTRACT
Use of high intensity focused ultrasound beams (HIFU) has found rapid agreement in clinical environment as a tool for non invasive surgical ablation and controlled destruction of cancer
cells. However, some aspects related to them, such as the transport of acoustic energy in tissues
and its conversion into heat, are not thoroughly understood. In this context, the following research undertakes the trend study of the ultrasonic attenuation and of the temperature increase in
the focus region of the ultrasound beam in a tissue mimicking material (Agar), in which a variation of the scattering agent concentration occurs.
Parole chiave: Ultrasuoni; Attenuazione; Temperatura.
Keywords: Ultrasounds; Attenuation; Temperature.
© Associazione Italiana di Acustica, 2014
Rugiada Cuccaro et al.
Attenuazione ultrasonora e innalzamento di temperatura indotto da HIFU in materiali simulatori tissutali
Ultrasound attenuation and temperature increase induced by HIFU in tissue mimicking materials
1. Introduzione
Il termine cancro è comunemente utilizzato per indicare quel gruppo di malattie in
cui parte delle cellule di un organismo vivente cresce in modo anomalo ed incontrollato.
Nel 2007 il cancro è risultato essere la causa primaria di morte per l’uomo, superando le
malattie cardiovascolari e cerebrovascolari. Ciò nonostante mentre un secolo fa le possibilità di sopravvivenza al cancro erano pressoché nulle, oggi due persone su tre sono
ancora vive a cinque anni di distanza dalla diagnosi di tale malattia. Sebbene una “cura”
del cancro sia ancora solo una speranza [1], il numero di sopravvissuti è in aumento
grazie allo sviluppo continuo di diagnosi precoci e di nuovi trattamenti. Quando la malattia è localizzata, risulta possibile trattare la patologia attraverso l’uso della chirurgia e
della radioterapia, sebbene si stiano diffondendo nuovi metodi di trattamento terapeutico resi possibili dai progressi tecnologici nella diagnostica per immagini e nelle terapie
non invasive [2].
Tra le tecnologie meno invasive sviluppate, gli ultrasuoni focalizzati ad alta intensità
(HIFU) risultano tra quelle più investigate nel nuovo panorama di ablazione dei tumori
[3,4]. Nella terapia HIFU, le onde ultrasonore (US) emesse dal trasduttore sono focalizzate in un piccolo volume al fine di necrotizzare selettivamente il tessuto cancerogeno
lasciando intatti i tessuti circostanti.
Gli apparati HIFU ospedalieri sono suddivisi in due categorie, RMgFUS e USgFUS,
in funzione al tipo di guida utilizzata per visualizzare il fascio ultrasonoro, rispettivamente la risonanza magnetica e l’ecografia. In quest’ultimo caso, non vi è la possibilità
di monitorare in tempo reale la temperatura indotta nella zona di focalizzazione e di
conseguenza di valutare la necrosi cellulare, cosa che avviene esclusivamente a posteriori esaminando l'aspetto della zona iperecoica. Inoltre, per entrambe le categorie di
apparati HIFU, in alcuni casi sono state osservate bruciature sulla pelle del paziente sottoposto ad insonazione.
Nonostante la moltitudine di applicazioni mediche ed il comune utilizzo clinico degli ultrasuoni, risulta evidente come gli effetti delle interazioni delle onde ultrasonore
con i tessuti biologici ed il reale aumento della temperatura nella zona focale non siano
ancora stati completamente descritti.
Attualmente all’INRIM si realizzano differenti tipologie di materiali simulatori tissutali (TMM) allo scopo di studiare tali interazioni. Al fine di realizzare un TMM che
meglio simuli un tessuto umano molle, in questo lavoro sono stati presi in considerazione “fantocci” a base di agarosio con all’interno differenti percentuali di farina fossile
determinandone il valore di attenuazione ultrasonora. Successivamente, i campioni sono
stati sottoposti ad un campo ultrasonoro focalizzato per misurare la temperatura raggiunta nella zona di focalizzazione del fascio per mezzo di un idrofono a fibra ottica.
2. Materiali e metodi
2.1 Preparazione dei campioni simulatori tissutali
Tra i differenti polimeri polisaccaridi utilizzati per la realizzazione di TMM [5], in
questo lavoro si è scelto di utilizzare l’Agar. La capacità delle sue molecole di assorbire
un fascio ultrasonoro dipende da numerosi fenomeni, tra i quali i processi di rilassamento chimico associato alle variazioni di volume molecolare, i processi di scambio che
coinvolgono molecole d’acqua libere o legate al polimero e le interazioni con le zone di
giunzione (la struttura a doppia elica con la quale si verifica la polimerizzazione
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dei polisaccaridi) o aggregati di zone di giunzione. Il suo potere attenuante è tuttavia
piuttosto limitato per poter essere utilizzato come unico componente di un TMM in grado di simulare i tessuti e gli organi umani nelle applicazioni terapeutiche degli ultrasuoni. Per questa ragione, nel seguente lavoro si è scelto di aggiungere alla matrice base di
Agar un agente di dispersione, nella fattispecie la farina fossile, in differenti valori percentuali e di studiare il comportamento dei campioni realizzati in termini d’attenuazione
ultrasonora, prima di sottoporli ad un fascio HIFU.
Sono stati realizzati quattro campioni con matrice base Agar, di cui solo uno privo di
farina fossile. I gel sono stati prodotti riscaldando una soluzione di Agar al 3% in peso a
100 °C per 5 minuti. Alla soluzione è stato aggiunto il cloruro di Benzalconio con concentrazione in peso dello 0.9% come agente antimuffa e la farina fossile nelle concentrazioni in peso: nulla, al 2%, 3% e 4% rispettivamente per i quattro campioni, da qui in
avanti indicati come TMM 1, TMM 2, TMM 3 e TMM 4. Quando era ancora calda, la
soluzione è stata colata in uno stampo cilindrico (Fig. 1) creato appositamente per evitare la formazione di bolle all’interno della struttura del gel e per ottenere superfici del
campione lisce e piatte, necessarie per ottimizzare l’accoppiamento ultrasonoro.
Fig. 1 - Campione simulatore tissutale a base di Agar - Agar based tissuemimicking sample
2.2 Metodo di misura dell’attenuazione ultrasonora
Attraversando un mezzo, l’onda sonora perde progressivamente parte della sua energia e si può osservare una diminuzione dell’intensità in funzione della distanza dalla
sorgente ultrasonora.
Se I0 è l’intensità iniziale, intesa come valore medio nel tempo, che incide su un
mezzo in x = 0, l’intensità I(x) ad una distanza x lungo la direzione di propagazione
dell’onda può essere espressa come:
(1)
I ( x ) = I 0 e−2α x
[W/cm2]
dove α è il coefficiente d’attenuazione dell’intensità. Utilizzando la scala logaritmica in
base dieci e ricordando la proporzionalità tra l’intensità, I, e la pressione, p, ( I ∝ p 2 ),
l’equazione (1) può essere riscritta come:
(2)
dove p0 è la pressione in x = 0.
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α =−
20
p(x )
⋅ Log
x
p0
[dB/cm]
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Considerando l’equazione (2), si è determinato il coefficiente d’attenuazione dei
campioni realizzati per confronto con quello dell’acqua demineralizzata, scelta come liquido di riferimento. La misura consiste nella determinazione del logaritmo del rapporto
dei segnali ricevuti: 1) quando tra il trasduttore trasmettitore e quello ricevitore è presente il solo mezzo di riferimento; 2) quando è interposto anche il campione in esame.
(Fig. 2).
Fig. 2 – Configurazione sperimentale per la misura dell’attenuazione con tecnica
ad inserzione. d: spessore del campione, L: distanza tra i trasduttori Experimental configuration for the attenuation measurement by the insertion technique. d: sample thickness, L: distance between the transducers
Quando tra il trasmettitore ed il ricevitore è presente la solo acqua, l’eq. (2) può essere riscritta come segue:
(3)
α w L = −20 ⋅ Log
p w (L )
p0
[dB]
dove αw è il coefficiente di attenuazione dell’acqua, L la distanza tra i trasduttori e pw la
pressione acustica ricevuta.
Quando invece è interposto anche il campione, l’equazione (2) diventa:
(4)
α w (L − d ) + α s d = −20 ⋅ Log
ps ( L )
p0
[dB]
dove d ed αs sono rispettivamente lo spessore e il coefficiente di attenuazione del campione, mentre ps è la pressione acustica ricevuta.
Supponendo che αw sia 0.0021 dB·cm-1·MHz-2 a t = 22 °C [6], il coefficiente
d’attenuazione del campione, αs, può quindi essere determinato come:
(5)
αs = −
20
A
⋅ Log s + αw
d
Aw
[dB/cm]
dove As e Aw sono rispettivamente l’ampiezza della pressione acustica ricevuta con e
senza il campione all’interno del cammino acustico.
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2.3 Apparato sperimentale per la misura dell’attenuazione ultrasonora
L’apparato sperimentale utilizzato per compiere la misura del coefficiente
d’attenuazione è rappresentato in figura 3.
Fig. 3 - Apparato sperimentale per la misura dell’attenuazione. - Experimental apparatus for the attenuation measurement
Esso consiste in una vasca in plexiglas contenente acqua demineralizzata con due
idrofoni, un trasmettitore ed un ricevitore di segnali ultrasonori, posizionati in modo
perfettamente simmetrico ai due lati opposti della vasca. Un supporto in plexiglas
fissato alla vasca permette di posizionare il campione da studiare e di mantenere le sue
superfici perpendicolari al fascio ultrasonoro. L’intero apparato sperimentale è poi
isolato dall’ambiente esterno per mezzo di un involucro in poliuretano espanso. La
temperatura dell’acqua all’interno della vasca è misurata per mezzo di un termometro a
resistenza di platino (PRT) con un’incertezza di taratura ±0.01 °C. La stabilità della
temperatura osservata durante un completo ciclo di misura è di 0.05 °C. I trasduttori
utilizzati per la misura dell’attenuazione sono degli Olympus Panametrics V312 a banda
larga con un diametro di 0.64 cm e frequenza di risonanza a 10 MHz.
Un pacchetto d’onde formato da 10 cicli di ampiezza 10 Vpp e centrato a 10, 8, 6, 5,
4, 3 e 2 MHz è generato per mezzo di un generatore di funzioni Agilent 33250A ed
inviato all’idrofono trasmettitore. I segnali ricevuti dal ricevitore sono acquisiti con un
oscilloscopio digitale LeCroy Wave Runner 62Xi.
Una volta nota l’ampiezza del segnale ad una certa frequenza f, sia nel caso della
presenza di sola acqua (Aw), sia nel caso in cui sia presente anche il campione (As), si
ottiene il coefficiente d’attenuazione αs alla frequenza f utilizzando l’equazione (5).
Poiché nel caso reale la differenza in ampiezza tra Aw e As è in parte causata da
fenomeni diversi dalla sola perdita d’energia data dall’attenuazione del campione, per
ottenere una sua corretta valutazione è necessario applicare alcune correzioni. Tra
queste vi è sicuramente la correzione per la differenza d’impedenza acustica tra l’acqua
ed il campione, che causa la riflessione e quindi la perdita di parte del segnale alle
superfici di separazione tra i due mezzi.
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Se non ci fosse questa differenza d’impedenza, l’ampiezza misurata dal ricevitore
sarebbe data da As*:
As
As* =
(6)
[V]
Ts-w ⋅ Tw-s
con Tw-s and Ts-w coefficienti di trasmissione rispettivamente per la transizione tra acqua
e gel (w-s) e tra gel ed acqua (s-w). Le loro espressioni sono date dalle equazioni
seguenti:
Tw − s =
(7)
2Zs
2Z w
e Ts − w =
Zs + Z w
Zs + Z w
dove Zs = ρs·ws e Zw = ρw·ww sono rispettivamente le impedenze acustiche del campione
e dell’acqua. La quantità Zs è calcolata dalla misura della densità ρs e della velocità del
suono del campione ws, mentre Zw è ottenuta utilizzando i valori di ρw a temperatura e
pressione ambiente [7] e di velocità del suono calcolati come riportato in Marczak [8].
Quindi, partendo dall’equazione (5), αs è determinato come:
αs = −
(8)
A*
20
⋅ Log s + α w
d
Aw
[dB/cm]
2.4 Metodo di misura dell’innalzamento di temperatura indotto da un fascio HIFU
La misura dell’innalzamento di temperatura indotto da un fascio ultrasonoro
focalizzato ad alta intensità è compiuta tramite un idrofono a fibra ottica (FOPH-2000,
RP Acoustics) [9], scelto poiché in grado di sopportare l’esposizione a temperature
elevate e fenomeni di cavitazione acustica. Il suo funzionamento si basa sulla
misurazione dell'indice di rifrazione, n, del mezzo in cui è inserito, il quale dipende dai
valori di pressione, p, e di temperatura, t, (n (p, t)) del mezzo stesso. La risoluzione
spaziale e temporale con cui p e t sono misurate sono rispettivamente di 100 µm e 3 ns.
L’idrofono è costituito da una fibra ottica accoppiata ad un laser (λ = 808 nm), la cui
luce è in parte trasmessa nel campione e in parte riflessa all’estremità della fibra stessa
in funzione del valore di n del mezzo. La componente di luce riflessa è successivamente
trasformata in un segnale in tensione, dal quale è possibile determinare il valore di
temperatura applicando la relazione data dal costruttore:
1
(9)
    ∆V
1.64

  1.72 ⋅ 10−4 ⋅ (t0 − 5)1.64 − 0.0146  
t =    
+ 1 ⋅ 
+ 1 − 1 ⋅ (1 + β ) + 0.0146  / 1.72 ⋅ 10 −4  + 5

    V0

1+ β
 
 



[°C]
dove V0 è il valore di tensione (V) misurato dall’idrofono ad un valore iniziale di
temperatura t0 (°C), ∆V è la variazione della tensione rispetto a V0 determinato dalla
variazione di temperatura t nel mezzo in cui l’idrofono è inserito e β è il fattore di light
scattering della fibra ottica.
Prima di procedere alla misura dell’innalzamento di temperatura indotto da un fascio
HIFU, si verifica il corretto funzionamento dell’idrofono a fibra ottica confrontando i
valori di temperatura con esso determinati con quelli ottenuti tramite l’impiego di una
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termocoppia, precedentemente tarata presso i laboratori dell’INRiM. L’idrofono e la
termocoppia sono inseriti all’interno di uno stesso campione di materiale simulatore
tissutale a base di polyacrilammide, a sua volta posizionato in un bagno termostatato. La
temperatura del bagno è impostata a quattro differenti valori: 30 °C, 40 °C, 50 °C e
70 °C, per ognuno dei quali si compiono 15 misurazioni di temperatura con entrambi gli
strumenti. La massima differenza osservata tra i valori di temperatura misurati con la
fibra ottica e la termocoppia risulta essere pari a 0.2 °C, accordo ritenuto sufficiente per
lo scopo di questo lavoro.
2.5 Apparato sperimentale per l’innalzamento di temperatura indotto da un fascio
HIFU
Il fascio generato da un trasduttore HIFU possiede la peculiarità di rilasciare la
maggior parte della propria energia nel fuoco del trasduttore, determinando, in tale
regione, un innalzamento della temperatura del tessuto biologico insonato e lasciando
invariate le zone circostanti, come già detto tale effetto viene sfruttato per indurre
necrosi cellulare durante il trattamento dei tumori. Al fine di verificare e quantificare
l’innalzamento della temperatura nel fuoco del trasduttore, i campioni di materiale
simulatore tissutale, descritti nel paragrafo 2.1, sono sottoposti ad un fascio HIFU.
L’apparato sperimentale utilizzato per determinare e misurare l’innalzamento di
temperatura nei gel è rappresentato in figura 4.
Fig. 4 - Apparato sperimentale per la misura dell’innalzamento di temperatura di
un TMM indotto da un fascio HIFU - Experimental apparatus for the measurement of a TMM temperature increase induced by HIFU beam
La sorgente ultrasonora utilizzata è un trasduttore HIFU H-106-MRA con frequenza
di risonanza a 2 MHz. L’HIFU ed il TMM sono immersi in una vasca contenente acqua
deionizzata, utilizzata come mezzo d’accoppiamento, mentre la fibra ottica è inserita nel
gel. Un generatore di funzioni d'onda Agilent 33250A alimenta il trasduttore passando
attraverso un amplificatore AR 500A100A. Per mezzo di un sistema di posizionamento
micrometrico triassiale, il campione è situato in modo che la punta della fibra ottica
risulti posizionata nella regione focale del fascio ultrasonoro, così da rilevare il valore di
massima temperatura raggiunta.
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3. Risultati e discussione
I campioni descritti nel paragrafo 2.1 sono sottoposti alla misura del coefficiente
d’attenuazione per valutarne la somiglianza con i tessuti biologici (fegato, reni o muscoli) e per valutare l’influenza della farina fossile sul valore di αs. In figura 5 sono presentati i valori d’attenuazione misurati in funzione della frequenza fondamentale del pacchetto d’onde con cui il campione è stato insonato. Le misure sono compiute alla temperatura ambiente t = (22.5 ± 0.5) °C.
Fig. 5 – Valori di attenuazione con rispettive incertezze dei quattro campioni misurati. ● TMM 1, ○ TMM 2, ■ TMM 3, □ TMM 4 – Attenuation values
with respective uncertainties for measured samples. ● TMM 1,○ TMM 2,
■ TMM 3, □ TMM 4
Come è possibile osservare in figura 5, per tutti i campioni studiati l’attenuazione
aumenta sia al crescere della frequenza ultrasonora, sia al crescere della concentrazione
della farina fossile nella composizione del gel. Tale comportamento risulta in accordo
con l’andamento dell’attenuazione nei tessuti biologici, in particolare con il caso di un
fegato in cui sia stato inserito un mezzo di contrasto che agisce da importante agente di
dispersione [10].
Considerando esclusivamente il campione privo di agenti di dispersione (TMM 1) e
quello con la maggiore percentuale di farina fossile (TMM 4), si è deciso di interpolare i
dati sperimentali con la curva:
(10)
αs = α0 ⋅ f n
[dB/cm]
con n compreso tra 1 e 2. L’impiego di tale curva è determinato dalla necessità di poter
confrontare i valori di α0 e n dei campioni realizzati con quelli misurati nei tessuti biologici e valutarne quindi la somiglianza di comportamento. In effetti, l’espressione (10)
è solitamente utilizzata per approssimare la variazione in frequenza, f, dell’attenuazione
per la maggior parte dei mezzi biologici. I dati sperimentali per i due campioni e le loro
curve d’interpolazione sono mostrati in figura 6.
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I valori dei parametri, α0 e n, delle curve di fit sono:
α0 = (0.034 ± 0.001) dB·cm−1·MHz−n e n = (1.64 ± 0.02) per il gel privo di farina fossile
(TMM 1); α0 = (0.32 ± 0.03) dB·cm−1·MHz−n e n = (1.40 ± 0.04) per il gel con la massima concentrazione di farina fossile (TMM 4). Dal punto di vista del valore di α0,
quest’ultimo campione potrebbe ben rappresentare tessuti come la milza o il fegato, per
i quali l’attenuazione misurata risulta essere compresa tra 0.3 e 0.54 dB·cm−1·MHz−n
con n tra 1.14 e 1.47 per il primo tessuto e tra 0.36 e 0.61 dB·cm−1·MHz−n con n tra 0.9
e 1.30 [11] per il secondo.
Fig. 6 - Valori di attenuazione con incertezze e curva d’interpolazione per i campioni ● TMM 1 e □ TMM 4 - Attenuation values with uncertainties and
interpolation curve for the samples ● TMM 1 and □ TMM 4
Successivamente, gli stessi campioni sono sottoposti al fascio ultrasonoro focalizzato dell’HIFU e si misura la temperatura da essi raggiunta nella regione focale del trasduttore. In figura 7 sono mostrati i valori della temperatura ottenuti nei gel in funzione
della potenza, P, emessa dal trasduttore. Quest’ultima varia tra 20 e 100 W, mentre il
tempo d’esposizione, pari a 5 s, è mantenuto costante. Ogni valore di temperatura riportato nel grafico rappresenta la media di cinque misure condotte nelle stesse condizioni.
Come è possibile osservare in figura 7, il valore di temperatura raggiunto dal campione nel fuoco aumenta con il crescere della potenza, ma diminuisce, a parità di potenza e di tempo d’insonazione, con l’aumentare della concentrazione degli agenti di dispersione. Sebbene la risoluzione dell’apparato sperimentale non sia tale da permettere
di distinguere tra loro gli andamenti di tutti i campioni, esso risulta sufficiente se si considerano esclusivamente il campione TMM 1 e TMM 4 (Fig. 8). Interpolando le due serie di dati con un parabola ed estrapolando a potenza nulla, si ottiene che, nel limite di P
che tende a zero, t = (37 ± 2) °C per il TMM 1 e t = (30 ± 2) °C per il TMM 4.
Risulta quindi evidente che, all’aumentare della concentrazione di farina fossile,
l’attenuazione ultrasonora del campione aumenta, mentre la temperatura raggiunta nel
fuoco diminuisce. Attraversando il campione più attenuante (TMM 4), in quanto tale,
l’onda ultrasonora perde buona parte della propria energia negli strati più superficiali
del mezzo ed antistanti al fuoco. Al contrario, quando l’onda attraversa il campione
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TMM 1, una porzione maggiore di energia riesce a raggiungere la zona focale contribuendo all’innalzamento della temperatura nelle regione d’interesse
Fig. 7 - Valori di temperatura nei gel in funzione della potenza del fascio ultrasonoro. ● TMM 1, ○ TMM 2, ■ TMM 3, □ TMM 4 - Temperature values
in gels as a function of the ultrasound beam power. ● TMM 1, ○ TMM2,
■ TMM 3, □ TMM4
Fig. 8 - Temperatura in funzione della potenza e relative curve d’interpolazione
per il ● TMM 1 e il □ TMM 4 - Temperature as a function of the power
and corresponding interpolation curves for ● TMM 1 and □ TMM 4
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Per quanto concerne l’incertezza associata ai valori di attenuazione e di innalzamento della temperatura determinati in questo lavoro, essa è stata valutata combinando i
contributi delle grandezze che compaiono in tabella 1. Le colonne a) e b) fanno riferimento alla misura dell’attenuazione ultrasonora, mentre le colonne c) e d) alla misura
della temperatura.
Tab. 1 - Principali contributi relativi dell’incertezza del coefficiente
d’attenuazione (col. a e b) e dell’incremento di temperatura (col. c e d) Main relative contributions of the attenuation coefficient uncertainty (col.
a and b) and of the temperature increase (col. c and d)
a) Grandezza
b) Incertezza relativa,
Spessore del campione
ur(αs)
1.43%
Light scattering
2.44%
Densità
0.50%
Variazione di tensione
2.22%
Velocità del suono
1.44%
Tensione iniziale
0.16%
Determinazione dell’ampiezza
0.98%
Temperatura iniziale
0.05%
Algoritmo di calcolo
Trascurabile ( ≤ 4·10-4)
Ripetibilità
0.53%
Temperatura
0.22%
Incertezza totale
3.35%
Linearità del sistema
0.35%
Incertezza totale
2.35%
c) Grandezza
d) Incertezza relativa,
ur(t)
Dai valori riportati in tabella 1 si evince che la misura dello spessore, d, del campione costituisce la principale sorgente d’incertezza nella determinazione del coefficiente
di attenuazione. Di fatto, tale misura concorre al bilancio dell’incertezza di αs sia direttamente (vedi Eq. (8)), sia indirettamente attraverso l’incertezza associata alla velocità
del suono. La misurazione di d necessita, quindi, di miglioramento anche se parte della
sua incertezza non potrà in ogni caso essere eliminata in quanto legata all’intrinseca indeterminazione del campione stesso.
Per quanto concerne la misura dell’innalzamento della temperatura del gel nella regione del fuoco del fascio HIFU, un contributo consistente all’incertezza è dato dal coefficiente di light scattering della fibra, β. Esso è determinato sperimentalmente durante
la fase di taratura dell’idrofono tramite opportuno liquido di taratura fornito dal costruttore e dipende dalla bontà del taglio della punta della fibra ottica compiuto inizialmente
dall’operatore. Infine, ulteriore importante contributo a ur(t) è fornito dall’incertezza associata alla misurazione della variazione di tensione ai capi dell’idrofono durante
l’insonazione del gel.
Conclusioni
I risultati di questo lavoro mostrano l’esistenza di una relazione tra il coefficiente
d’attenuazione ultrasonora di un materiale simulatore tissutale e l’innalzamento di temperatura che si verifica nel fuoco quando è sottoposto ad un fascio HIFU.
L’innalzamento della temperatura che si verifica in un tessuto, infatti, non dipende esclusivamente dalla potenza con la quale il segnale ultrasonoro è emesso da parte della
sorgente ma anche dalle proprietà del mezzo stesso. Nel caso specifico, all’aumentare
della percentuale di agenti dispersivi e quindi dell’attenuazione del mezzo, l’incremento
di temperatura nel TMM diminuisce. Le evidenze sperimentali fornite dal presente lavoro possono risultare di interesse clinico per la definizione del piano di trattamento HIFU
a cui sottoporre il paziente. La terapia, infatti, necessita di essere modulata non solo in
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funzione della profondità e delle dimensioni del tumore ma anche dell’omogeneità dei
tessuti anteposti alla regione di interesse e investiti dalla radiazione ultrasonora.
Summary
This work results show the existence of a relationship between the ultrasonic attenuation coefficient of a tissue mimicking material and the temperature increase which occurs in the focus region when it is subjected to a HIFU beam. Indeed, the increase in
temperature that occurs in a tissue does not depend only on the power with which the
ultrasonic signal is emitted by the source, but also on the properties of the medium itself. In the specific case, increasing the percentage of dispersive agents and then the
medium attenuation, the temperature increase in the TMM decreases. The experimental
evidences provided by the present work may be of clinical interest for the definition of
the HIFU treatment planning to be applied to the patient. Actually, therapy needs to be
modulated not only as a function of the depth and size of the tumor, but also taking into
account the homogeneity of tissues placed before the region of interest and passed
through by the ultrasonic radiation.
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Rivista Italiana di Acustica
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MC1 medical ultrasound system

CV Nicola Fratelli - Spedali Civili di Brescia

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