Tekniske aspekter ved ultralydbildet

Generering av ultralydbildet

Ultralydtransduseren (proben) fungerer både som sender og mottaker av lydbølger ved hjelp av den piezoelektriske effekt. Når en elektrisk spenning påføres krystallene i lydhodet, vibrerer de og genererer korte pulser av ultralydbølger som sendes inn i kroppen. Reflekterte ultralydbølger (ekko) treffer deretter krystallene på returen, noe som får dem til å vibrere og generere et elektrisk signal som analyseres av maskinen i de korte pausene mellom utsendelsene. Maskinen analyserer («lytter til») og prosesserer disse signalene umiddelbart etter at den har sendt ut lydbølger (figur 1). Dette prinsippet kalles puls-ekko-prinsippet.

For å skape et pålitelig todimensjonalt sanntidsbilde (B-mode) av vevet, må ultralydmaskinen overvinne flere fysiske og tekniske utfordringer. Moderne ekkokardiografimaskiner utfører millioner av beregninger per sekund for å løse følgende:

1. Lokalisering av ekko (Time-of-Flight): Ultralydmaskinen må vite hvilke lydbølger som reflekteres, og nøyaktig hvor de reflekteres fra. Siden lydbølgene sendes ut i pulser og forplantningshastigheten i bløtvev antas å være konstant (1540 m/s), kan maskinen beregne avstanden til refleksjonspunktet. Dette gjøres ved å måle tiden det tar fra pulsen sendes ut til ekkoet returnerer. Formelen er $Avstand = (Hastighet \times Tid) / 2$. Strukturer nær transduseren reflekterer lydbølgene tidlig (kort tidsintervall), mens dypere strukturer gir senere ekko.
2. Fokusering av bildet: Ultralydbølger som reflekteres fra samme struktur, kan nå de ulike krystallene i transduseren på litt ulike tidspunkter avhengig av vinkel. For å skape et skarpt bilde bruker maskinen dynamisk fokusering. Dette innebærer elektronisk forsinkelse av signalene fra enkelte krystaller slik at signaler fra et bestemt fokuspunkt summeres korrekt (fasejustering). Dette skjer både ved utsendelse (transmit focus) og kontinuerlig ved mottak (receive focus).
3. Konvertering av lydstyrke til bilde (Grayscale): Reflekterte ultralydbølger har endrede egenskaper, primært endret amplitude (lydstyrke). Dette utnyttes til å gi de reflekterte lydbølgene ulike nyanser på skjermen. Vevet tegnes med varierende nyanser av grått (brightness mode, B-mode). De piezoelektriske krystallene omformer trykkbølgene til elektrisk strøm hvor spenningen varierer med amplituden. Sterke refleksjoner (høy amplitude), som fra perikard, vises som hvite. Svake refleksjoner, som fra myokard, vises som grå. Væske (blod) reflekterer lite lyd og vises som sort (anekkoisk).
4. Deteksjon av bevegelse (Doppler-prinsippet): Strukturer i bevegelse (myokard, blodstrøm) vil endre frekvensen på den reflekterte ultralydbølgen sammenlignet med den utsendte bølgen. Dette kalles dopplerskiftet. Mens 2D-bildet primært baserer seg på amplitude og tid, utnytter dopplermodusene (Farge, Pulsed Wave, Continuous Wave) denne frekvensendringen til å beregne retning og hastighet på hemodynamikk og vevsbevegelser.

Alle strukturer i et medium kan reflektere ultralydbølger, men graden av refleksjon varierer. De største refleksjonene oppstår i grenseflatene mellom to medier med ulik akustisk impedans (motstand mot lydbølger). Impedans bestemmes av vevets tetthet og lydhastigheten i vevet.

I overgangen fra blod til myokard vil mange lydbølger reflekteres på grunn av impedansforskjellen, og dette resulterer i en tydelig avbildet grensesone (endokard). Ultralydbølger vil også reflekteres når bølgene beveger seg gjennom selve myokardiet (spredning/scattering), men i mindre grad enn ved speilrefleksjon. Myokardiet fremstår derfor som grått og spraglete («speckle»-mønster) på ultralydbildet (figur 2).

Klinisk poeng: Ultralydbølger reflekteres kraftigst i grenseflaten mellom vev med stor forskjell i akustisk impedans. Jo større forskjell, desto lysere fremstår grensen. Dette er årsaken til at perikard (vev mot lunge/vev mot bein) ofte er den lyseste strukturen i bildet.

Retning og fokusering av ultralydbølger

For å skape et sektorformet bilde av hjertet (som er nødvendig for å se mellom ribbeina), bruker man en phased array-transduser. Her kan ultralydbølgenes retning og fokus justeres elektronisk uten å bevege selve lydhodet mekanisk. Dette oppnås ved å variere rekkefølgen på aktiveringen av de piezoelektriske krystallene (figur 3).

Ved å aktivere alle krystallene nesten samtidig, men med mikroskopiske tidsforsinkelser, kan man styre bølgefronten. Hvis aktiveringen skjer simultant, går strålen rett frem (figur 3A). Hvis aktiveringen starter på den ene siden, for eksempel fra høyre til venstre, vil bølgefronten styres («styreskuddet») mot venstre (figur 3B). For å fokusere strålen på et bestemt dyp, aktiveres krystallene i endene først og deretter suksessivt inn mot midten. Dette krummer bølgefronten og gir et smalere fokuspunkt (figur 3C), noe som gir best oppløsning i akkurat dette området.

Moderne ultralydapparater har avansert programvare (beamformers) som håndterer aktiveringen av tusenvis av elementer. Ved hjelp av sofistikert parallellprosessering er det mulig å ta høyoppløselige todimensjonale (2D) bilder, og ved bruk av matrise-prober, sanntids tredimensjonale (3D/4D) ekkokardiogrammer hvor strålen styres elektronisk i både høyde og bredde.

Refleksjon og interaksjon med vev

Som nevnt tidligere reflekteres ultralydbølger først og fremst i grenseflaten mellom medier med ulik tetthet og akustisk impedans. Jo større tetthetsforskjellen er, desto mer reflekteres ultralydbølgene (refleksjonskoeffisienten øker).

• Luft: Forskjellen i tetthet mellom lungevev (luft) og hjerteposen er ekstremt stor. Nesten all ultralyd reflekteres totalt («totalrefleksjon»). Dette gjør at vi ikke kan se gjennom lungene, og forklarer hvorfor pasienter med KOLS eller emfysem kan ha dårlige innsynsvinduer («poor acoustic windows»).
• Bein: Tetthetsforskjellen mellom hud/bløtvev og bein (ribbein, sternum) er også svært stor. Mesteparten av energien reflekteres, og det oppstår en akustisk skygge bak beinet hvor ingen strukturer kan visualiseres.

Jo større andel av lydbølgene som reflekteres i overflaten, desto færre lydbølger (mindre energi) blir det igjen til å penetrere dypere ned i vevet. Dette kalles attenuering eller demping. For å kompensere for at signalene fra dypet er svakere, bruker maskinen Time Gain Compensation (TGC), som forsterker signalene som kommer fra dypet mer enn de fra overflaten.

Når ultralydbølger beveger seg gjennom bløtvev og væskefylte rom (f.eks. ventrikkelhulen, atriene, større kar), reflekteres en relativt liten andel av lydbølgene. Dette skyldes den lille forskjellen i akustisk impedans. Dette er gunstig, da det lar oss se gjennom blodet og inn i bakveggen av hjertet.

Typer av refleksjon

Måten lyden reflekteres på avhenger av objektets størrelse i forhold til bølgelengden:

1. Speilrefleksjon (Specular reflection): Oppstår når bølgen treffer en stor, glatt overflate (større enn bølgelengden), f.eks. perikard eller hjerteklaffer. For at lyden skal returnere til proben, bør strålen treffe flaten vinkelrett (90 grader). Treffer den skrått, kan lyden reflekteres bort fra proben, og strukturen (f.eks. interventrikulær septum) kan falle ut av bildet («drop-out»).
2. Spredning (Scattering): Oppstår når lyden treffer uregelmessige overflater eller små strukturer inne i vevet (f.eks. muskelfibre i myokard). Lydbølgene spres i mange retninger. Selv om signalet som returnerer er svakt, er det dette som gir vevet sin tekstur og gjør at vi ser myokard uavhengig av vinkelen.
3. Rayleigh-spredning: En spesiell form for spredning som skjer når objektene er mye mindre enn bølgelengden, typisk røde blodlegemer (erytrocytter). Erytrocytter sprer bølgene i alle retninger. Refleksjonen er svært svak, men øker kraftig med økende frekvens. Dette er grunnlaget for Doppler-signaler fra blodstrøm.

Fenomenet der lydbølger endrer retning når de passerer skrått gjennom grenseflater med ulik lydhastighet, kalles refraksjon (brytning). Dette kan føre til geometriske feilplasseringer av strukturer i bildet (artefakter).

Oppløsning og penetrasjon av ultralydbølger

Høyoppløselige ultralydbilder er avgjørende for diagnostisk nøyaktighet, for eksempel ved vurdering av endokardittvegetasjoner eller koronaresklerose. Bildeoppløsningen kan defineres som muligheten til å skille mellom to tilstøtende objekter som separate punkter.

Bildeoppløsningen avhenger fundamentalt av bølgelengden ($\lambda$) til ultralydbølgene. Som tidligere omtalt (Ultralydfysikk) er bølgelengden omvendt proporsjonal med bølgefrekvensen ($f$) og lydhastigheten ($c$) er konstant i vev:

λ = c / f

Dette innebærer et ufravikelig kompromiss i ultralydfysikk:

• Høy frekvens (korte bølgelengder): Gir høy oppløsning, men energien absorberes raskt i vevet. Dette gir dårlig penetrasjon (rekkevidde). Brukes ved transøsofageal ekko (TOE) eller pediatri (5–7 MHz+).
• Lav frekvens (lange bølgelengder): Gir lavere oppløsning, men bølgene taper mindre energi og penetrerer dypere. Nødvendig for voksne pasienter med store brystkasser (1.5–4 MHz).

For voksne pasienter i transthorakal ekkokardiografi (TTE) ligger «sweet spot» vanligvis mellom 2.5 og 3.5 MHz for harmonisk avbildning. Maksimal oppløsning er teoretisk omtrent halvparten av bølgelengden ( $\lambda / 2$ ). Ved 2,5 MHz er bølgelengden ca. 0,6 mm, noe som gir en oppløsningsgrense på ca. 0,3 mm. Objekter mindre enn dette vil ikke kunne skjelnes.

Romlig oppløsning: Aksial, Lateral og Elevasjon

Romlig oppløsning deles inn i tre plan:

1. Aksial oppløsning: Evnen til å skille mellom to objekter som ligger etter hverandre langs ultralydstrålen (parallelt). Denne er best og bestemmes av pulslengden. Kortere pulser (høyere frekvens/bredere båndbredde) gir bedre aksial oppløsning. Den er konstant gjennom hele bildet.
2. Lateral oppløsning: Evnen til å skille mellom to objekter som ligger ved siden av hverandre (vinkelrett på strålen). Denne bestemmes av strålebredden. Lateral oppløsning er best i fokuspunktet (der strålen er smalest) og blir dårligere i dypet («far field») fordi strålen divergerer (spres ut).
3. Elevasjonsoppløsning (Slice thickness): Ofte glemt, men viktig. Dette er tykkelsen på ultralydstrålen («skiven») vinkelrett på bildeplanet. Hvis skiven er tykk (f.eks. 5-10 mm), kan strukturer som ligger foran eller bak det tenkte planet, projiseres inn i bildet. Dette skaper slice thickness artifacts, som ofte ses som «rusk» eller falske masser i venstre atrium eller apikalt i venstre ventrikkel.

Temporal oppløsning (Tidsoppløsning)

Temporal oppløsning bestemmes av bildefrekvensen (Frame Rate, FPS). Dette er evnen til å vise raske bevegelser nøyaktig. Hjertet slår raskt, og klaffene beveger seg svært hurtig. Lav frame rate kan gjøre at man går glipp av kortvarige hendelser, eller at målinger av systolisk/diastolisk funksjon blir unøyaktige.

Tiden det tar å lage ett bilde er summen av tiden det tar for hver ultralydlinje å reise frem og tilbake. Dypere bilde krever lengre lyttetid per linje. Et bredt bilde (bred sektor) krever flere linjer.

Optimalisering av Frame Rate

For å øke den temporale oppløsningen i klinisk praksis (viktig ved f.eks. stress-ekko eller vevsdoppler), kan operatøren gjøre følgende:

• Redusere dybden: Kortere reisevei for lyden gir raskere bilder.
• Redusere sektorbredden: En smalere sektor krever færre skanningslinjer, noe som øker frame rate drastisk.
• Bruke «Zoom»: Fokusert bildeutsnitt gir ofte høyere oppløsning i tid og rom.

Fundamental og harmonisk avbildning

Moderne ekkokardiografi bruker nesten utelukkende Tissue Harmonic Imaging (THI). For å forstå dette må vi se på hvordan lydbølger oppfører seg i vev.

Ultralydtransduseren sender ut lydbølger med en bestemt frekvens, kalt grunntonen (f.eks. 1.7 MHz). I fundamental avbildning lytter maskinen bare etter ekko med denne samme frekvensen. Problemet er at denne frekvensen ofte er utsatt for støy og artefakter nær proben (reverberasjoner).

Hvordan harmoniske signaler oppstår

Når lydbølger med høy amplitude beveger seg gjennom vevet, oppstår en ikke-lineær forplantning. Lydhastigheten er litt høyere i kompresjonsfasen (høytrykk) og litt lavere i rarefaksjonsfasen (lavtrykk). Over tid deformeres bølgeformen fra en ren sinuskurve til en mer «sagtannet» form. Denne forvrengningen genererer nye frekvenser som er multipler av grunntonen, kalt overtoner eller harmoniske frekvenser.

Eksempel: Sender man ut 1.7 MHz, vil vevet selv generere 3.4 MHz (andre harmoniske). Det er disse maskinen lytter etter.

I harmonisk modus sender proben ut grunntonen, men filteret i mottakeren blokkerer grunntonen og slipper kun gjennom den harmoniske frekvensen (2x grunntonen).

Kliniske fordeler med Tissue Harmonic Imaging (THI)

• Bedre oppløsning: Harmoniske signaler oppstår dypere i vevet og har høyere frekvens enn utsendt puls.
• Mindre støy (Clutter): De fleste nærfelt-artefakter og reverberasjoner (ekko-rot) består av grunntone-frekvenser. Ved å filtrere bort grunntonen, fjernes mye av støyen i venstre ventrikkel.
• Reduserte sidelobe-artefakter: Harmoniske bølger er smalere og har svakere sidelober, noe som gir renere bilder.

Ulempen med harmonisk avbildning er at signalet må reise et stykke før den harmoniske effekten blir sterk nok, og at dempingen er kraftigere ved høye frekvenser. Likevel oppveier fordelene i bildekvalitet ulempene i de aller fleste kliniske situasjoner.