Tổng số lượt xem trang

Thứ Ba, 15 tháng 11, 2011

ĐO ĐỘ ĐÀN HỒI bằng SIÊU ÂM (ELASTOGRAPHY in ULTRASOUND)

SIÊU ÂM ĐÀN HỒI
BS NGUYỄN THIỆN HÙNG tổng hợp

 
Là một chiều kích mới của siêu âm chẩn đoán để khảo sát đặc tính đàn hồi của mô mềm (độ cứng, độ nhớt). Có thể gọi siêu âm đàn hồi là "palpation imaging" [tạo hình bằng cách sờ].

Nguyên lý của siêu âm đàn hồi là mô sẽ biến dạng khi bị đè ấn. Mô hay tổn thương sẽ đáp ứng theo nhiều cách, tùy thuộc cấu tạo cơ họcMô bình thường (mềm) sẽ biến dạng nhiều với áp lực trong khi mô bệnh lý, cứng hơn, sẽ biến dạng ít hơn. Độ tương phản của mô trên bản đồ đàn hồi là do khác biệt độ cứng của mô, được mã hóa màu tùy nhà sản suất (đỏ= cứng, xanh= mềm, hoặc ngược lại).
Tạo hình đàn hồi cho thấy nhiều loại mô mềm có cùng độ sinh echo nhưng có đặc tính cơ học khác nhau, giúp phân biệt được tổn thương bệnh lý. Tạo hình biến dạng mô (tissue strain imaging) dựa vào khác biệt về độ cứng (stiffness) của tổn thương ác tính và lành tính, áp dụng vào nhiều cơ quan: gan, vú, giáp, tuyến tiền liệt, v.v…với các nghiên cứu từ 1996.



Hình của K J Parker, M M Doyley and D J Rubens



Tạo hình biến dạng mô thường dùng để theo dõi sự hoá xơ của mô (tissue fibrosis) hiện áp dụng nhiều nhất cho bệnh gan mạn tính và chai gan.


Ngoài MR elastography, siêu âm có nhiều cách  tạo hình biến dạng mô, trên thị trường hiện có các máy siêu âm để phân tích định tính và định lượng mô căng (tissue strain), độ cứng (stiffness). Phân làm 2 loại chính: static và dynamic



*static= với nguồn kích thích cơ học trực tiếp: Compression elastography hay strain imaging, như máy Philips, GE, Hitachi với Hitachi Real-Time Tissue Elastography (HiRTE).

*dynamic= với lực bức xạ (radiation force, a small, steady force that is produced when a sound beam strikes a reflecting or absorbing surface. It is proportional to the acoustic power.Mosby's Medical Dictionary, 8th edition. © 2009, Elsevier) gây ra transient elastography. Gồm có:

   - Transient elastography (như Fibroscan®)
   - Supersonic Shear Imaging : với shear wave (như Supersonic Imagine Aixplorer)
   - ARFI imaging: với xung lực bức xạ âm [Acoustic Radiation Force Impulse (ARFI)] như   Acuson Siemens S2000.




Transient  Elastography: FibroScan (FS)

FibroScan (FS) đánh giá xơ hóa gan bằng cách tính tốc độ của sóng biến dạng thoáng qua ở tần số thấp (low-frequency transient shear wave) với đầu dò được đặt trực tiếp trên da bệnh nhân, ở khoảng liên sườn cùng nơi vị trí sinh thiết gan chuẩn. Lập lại 10 lần và tính giá trị trung bình (đơn vị kPa). Có thể khám được cho cả trẻ em. Hiện dùng máy của hãng Echosense (FibroScan®).




 Hạn chế của FS là khó khám người béo phì, người có báng bụng. Về kỹ thuật, FS chỉ đo 1-D ở 50 Hz, do băng thông broadband không quá 50Hz, người khám không thấy được vùng ROI, và không phản ánh được các trường hợp xơ hóa gan không đồng dạng.


Acoustic Radiation Force Imaging (ARFI)




Xung lực bức xạ âm (Focused Acoustic Radiation Force, ARFI) tạo kích thích mô mạnh và khu trú dưới 0,1miligiây. Đầu dò siêu âm tiếp xúc trên da đủ để khám, không phải đè ấn. Đáp ứng mô được theo dõi bằng cùng đầu dò siêu âm dùng tạo ra lực, và lập lại nhiều lần trong vùng khám trên siêu âm 2D. Hình tạo ra do đáp ứng mô trong vùng bị kích thích (dời chỗ sau khi lực mất đi, thời gian hồi phục, v.v..) dùng để đánh giá  thông tin về cấu trúc của mô.



Đầu dò tạo ra các xung đẩy thời gian ngắn (short-duration push pulses) trong vùng ROI tạo kích thích cơ học. Khi xung qua vùng ROI, mô dời chỗ và trở lại vị trí cũ tùy vào đặc điểm cơ học. Tốc độ của mô dời chỗ được theo dõi bằng chùm siêu âm quy ước (conventional sonographic tracking beam) và phản ánh độ cứng của mô. 



Hình bản quyền của Siemens




Hạn chế của kỹ thuật ARFI:
- chậm hơn SSI
- nhạy với động tác thở (bụng), mạch đập (giáp)
- chỉ đo biến dạng ngang (shear modulus)

Supersonic Shear Imaging (SSI)


Kỹ thuật SSI của máy Supersonic Imagine đã được mô tả nhiều (Bercoff et al., 2004a-b, Tanter et al., 2008, Muller et al., 2009). Với đầu dò curved (C4-2 ATL, Seattle, WA, USA, central frequency 2.5 MHz, 128 elements), nhiều  “pushing beams” được tạo ra theo độ sâu tăng dần trong mô gan. Một chùm xung đẩy (pushing beam) tương ứng với lực bức xạ âm từ xa (remote radiation force) gây ra do một focused ultrasound beam. Lực bức xạ này làm dời chỗ  focal spot của mô gan vài μm. Bằng các  focusing beams nối tiếp ở 5 độ sâu cách nhau 4,25 mm, sóng biến dạng được tạo ra và lan truyền trong mô (xem hình).

Tạo nón sóng biến dạng (conical shear wave) từ các chùm xung đẩy (pushing beams) ở độ sâu tăng dần.

Mỗi bệnh nhân được đo ở gan P, nằm ngữa, tay đặt quá đầu, đầu dò đặt ở khoảng liên sườn. Người khám sau khi định vị vùng gan khám bằng hình B-mode, tiến hành đo SSI sequence 5 lần liền cho mỗi bệnh nhân để test  intraoperator reproducibility. Thời gian khám chỉ mất 3 phút.
Sau kích thích từ xa này, ultrafast echographic device đạt được high frame rate (4000 frames/s) in-phase/quadrature (IQ) data bằng cách dùng cùng đầu dò siêu âm. Mô gan dời chỗ do truyền sóng biến dạng gây ra được chuyển thành IQ data. Để khảo sát vùng mô gan rộng hơn, SSI sequence được liên tiếp lập lại theo 3 hướng khác nhau (một trình tự ở giữa array, một bên trái và một bên phải). Cả 3 trình tự chỉ mất dưới 1 giây. Ngược lại với FibroScan  khi rung động (vibration) do lực bức xạ gây ra  tạo nên một kích thích thoáng qua ngắn (short transient excitation), độ rộng dải tần số (frequency bandwidth) của shear wave tạo ra lớn hơn, từ 60 đến 600 Hz. Phổ sóng biến dạng băng rộng (wideband “shear wave spectroscopy”) như vậy  giúp phân tích ứng xử cơ học phức tạp (complex mechanical behavior) của mô tinh tế hơn.

Hạn chế của kỹ thuật SSI:

- khó khám vùng sâu
- đơn vị kPa, khó so sánh với máy khác theo đơn vị mét/giây
- chỉ đo biến dạng ngang (shear modulus)


Hitachi Real-Time Tissue Elastography (HiRTE).

thuộc loại static với đầu dò free-hand compression cho phần mềm và bụng, sau có thêm đầu dò qua ngã nội soi. Ban đầu kỹ thuật elasto của Hitachi chỉ định tính, nay phát triển thêm phần định lượng.





Hạn chế của kỹ thuật freehand compression của Philips, GE, Acuson Antares, Hitachi:
- lệ thuộc vào người khám với kỹ thuật ấn khám quen dùng
- chỉ định tính (không định lượng) độ cứng mô và tổn thương.
- không đo được đàn hồi khối (bulk modulus)

Siêu âm đàn hồi phản ánh độ cứng của tổn thương, cách khám như siêu âm thường quy. Đã có nhiều bằng chứng trong y văn cho thấy siêu âm đàn hồi làm giảm việc sinh thiết không cần thiết, tăng cường chẩn đoán chính xác các bệnh lý u vú và gan.
                                                  
Trung tâm Y khoa Medic Hoà Hảo hiện đang sử dụng máy FibroScan (FS), máy Supersonic Imagine (supersonic shear imaging, SSI) và  máy Acuson S2000 (ARFI) cho các loại bệnh lý tuyến vú, tuyến giáp, theo dõi xơ hoá gan, bệnh lý cơ khớp, phần mềm và da.

Khảo sát đặc tính đàn hồi của mô mềm (độ cứng, độ nhớt) của siêu âm đàn hồi là bổ sung đáng giá cho B-mode và Doppler. Ứng dụng vào lâm sàng gan, vú đang nở rộ nhưng khảo sát ở thận, tiền liệt tuyến, tuyến giáp, tim mạch còn ít.

Trong tương lai 10 năm nữa, siêu âm đàn hồi được Konofagou dự đoán phát triển thêm về:
- viscoelastic và poroelastic;
- giám sát nhiệt độ và tổn thương của ứng dụng HIFU;
- bệnh lý cơ tim [myocardial] hoặc nội mạch [intravascular] ;
- khảo sát châm cứu, đánh giá hiệu ứng châm kim [needling] để tìm hiểu điều gì xảy ra sau cây kim và mô;
- siêu âm đàn hồi 3D và 4D.

Parker và cs nhấn mạnh việc tìm hiểu đầy đủ để sưu tập, phân loại các thuộc tính biomechanical của mô bình thường và trong thay đổi mô bệnh học đại thể của các bệnh liên quan đến tế bào, di truyền.

Tóm lại siêu âm đàn hồi đã sẵn sàng hỗ trợ cho lâm sàng, nhưng để có thể được tin cậy là phương tiện khám chính thức và quyền năng,  hiện cần có nhiều nổ lực nghiên cứu sâu rộng thêm nữa.

UPDATEWFUMB GUIDELINES for USING ELASTOGRAPHY 2015, Ultrasound in Medicine and Biology, May2015 Volume 41, Issue 5,Pages 1126–1147

Tóm tắt
Tạo hình siêu âm chẩn đoán qui ước về giải phẫu học phát hiện khác biệt các đặc điểm về âm của mô mềm (sinh echo, hiện tượng giảm âm), trong khi tạo hình siêu âm đàn hồi có khả năng phát hiện khác biệt về đặc tính đàn hồi của mô mềm (như độ đàn hồi và độ nhớt). Lợi ích của tạo hình đàn hồi dựa trên sự kiện nhiều mô mềm có độ sinh echo như nhau nhưng có đặc điểm cơ học khác nhau. Khác biêt này có thể dùng phân biệt rõ giải phẫu bình thường với tổn thương bệnh lý. Các số đo đàn hồi và phương pháp tạo hình gây ra các kích thích cơ học và theo dõi kết quả đáp ứng của mô.
Nói chung, ngoài phương pháp đàn hồi quasi-static trước đây, hiện nay nhiều hãng máy siêu âm cung cấp kỹ thuật tạo hình và đo sóng biến dạng, cho các hình ảnh về độ cứng mô dựa trên tốc độ truyền sóng biến dạng.


Thuật ngữ “ARFI” thường dùng để chỉ các phương pháp dùng kích thích ARFI [xung lực bức xạ âm] độc lập với định lượng cơ học dùng đo đạc (ví dụ, cả cho phương pháp đo căng/dời chỗ [strain/displacement] và các phương pháp đo tốc độ sóng biến dạng); trong khi  thuật ngữ tạo hình ARFI dùng chuyên biệt cho  việc dùng kích thích ARFI và theo sau đó, đo/hiển thị sự dời chỗ mô hoặc định lương cơ học liên quan trong vùng có xung đẩy ARFI. Các phương pháp dùng kích thích ARFI và ghi lại tốc độ sóng biến dạng cũng được xem là phương pháp định lượng ARFI.
Thuật ngữ đo điểm sóng biến dạng [point shear wave measurement ] là phương pháp đo nơi mà tốc độ trung bình sóng biến dạng tại chỗ được xác định dùng kích thích ARFI với theo dõi sự lan truyền sóng biến dạng theo sau ở ngoài vị trí xung đẩy xuyên suốt trong vùng quan tâm [ROI] được giả định là đồng nhất (khoảng 1 cm2)

Đo độ đàn hồi thoáng qua [transient elastography (TE)] cũng đo điểm tốc độ sóng biến dạng (thuật ngữ dùng tiếp sau sự phát triển của TE) nhưng tên dùng để chỉ phương pháp kích thích (vd bản chất động học của sự gây rung [vibration] ngược lại với kích thích quasi-static dùng trong tạo hình căng [strain imaging], hơn là  định lượng cơ học dùng để đo.

Questions and Answers


1. What is the difference between point shear wave speed measurement and shear wave speed imaging?
Point shear wave speed measurement provides an average measurement of stiffness from a localized region of tissue indicated by the size and position of the ROI box, which should be positioned in a homogeneous region of tissue, away from structural boundaries. Shear wave speed imaging generates a 2D image of stiffness over a larger region of tissue, and generally with improved resolution, but with decreased precision at each image pixel. The resolution of a shear wave image may, of course, be sacrificed to improve precision by averaging the data within an analysis ROI box.
2. How is the Young’s modulus, E, (kPa) related to the shear wave speed, cs, (m/s) when reported by commercially available shear wave imaging systems?
E = 3cs2 (under certain limiting assumptions, which may include neglecting structural stiffness). Note that MRE systems report shear modulus, G, (kPa), related to the above as G=cs2 =E/3.
______________________________________________
FURTHER READING:  20 năm nhìn lại Tạo hình đặc tính đàn hồi mô

Trích từ K J Parker, M M Doyley and D J Rubens: Imaging the elastic properties of tissue: the 20 year perspective, Phys. Med. Biol. 56 (2011).

....
Transient shear wave imaging


A number of techniques focus on the propagating wave that results from a transient (impulsive or short tone burst) excitation of the tissue. Sarvazyan et al (1998) proposed a method based on acoustic radiation force generated shear waves. The local propagation from a focus was analyzed to estimate the local shear parameters. Nightingale et al (2006), Wang et al (2007) and Palmeri et al (2007) conducted related studies in the liver to ascertain the degree of liver fibrosis.

Separately, Catheline et al (1999) devised a low frequency (50 Hz) external mechanical vibrator integrated with an ultrasound M-mode system. This integrated applicator can be applied through the ribs to excite a short tone burst which propagates into the liver. The ultrasound tracking provides a displacement history along the axial center line, and from this a global estimate of liver shear velocity and thus elasticity can be estimated. This technique is implemented in a stand-alone clinical device, the Fibroscan manufactured by Echosense in France, and is unique in that it does not require integration into a conventional imaging system.

Bercoff et al (2004) developed an ultra high speed (10 000 imaging frames per second) ultrasound scanner that was capable of monitoring the wave propagating from an ARF impulse within the tissue. Multiple ARF impulses fired at a rapid rate compared to the relatively slow shear wave speed were termed ‘supersonic’ excitations and are implemented in a supersonic shear imaging scanner. This approach has been used to study the viscoelastic properties of breast lesions (Tanter et al 2008), muscles (Deffieux et al 2007b) and liver (Deffieux et al 2007a).

More recently, McAleavey et al have devised a method named spatially modulated ultrasound radiation force (SMURF) (McAleavey and Menon 2007). Instead of utilizing a sharp focal region to deliver an impulse of ARF to the tissue, a spatially modulated pattern is employed to set up a unique spatial frequency within a region of tissue. After excitation of this spatial frequency with an impulse of ARF, the temporal history of displacements are obtained and analyzed to estimate the local shear wave speed. This technique has been validated in tissue-mimicking phantoms (McAleavey et al 2009).


Acoustic radiation force imaging

The use of acoustic radiation force (ARF) as an imaging modality was introduced by Nightingale et al (2001). ARFI provides multiple parameters and strategies, for example one can map the maximum displacement as points are successively pushed, or the relaxation time following each push. The technique has been demonstrated in breast (Sharma et al 2004), prostate (Zhai et al 2010) and for delineation of RFA lesions (Fahey et al 2004, 2005).
The advantages of ARFI (and the other radiation force based techniques) stem from the fact that anywhere an imaging system can focus; a pushing pulse of radiation force can be applied. The disadvantages are that ARF is a relatively weak effect, thus high intensities and heating of the system and tissue place limits on the resulting displacements (Palmeri and Nightingale 2004).

Other related techniques

In principle, it is possible to utilize any tomographic imaging system to track tissue motion and deduce some biomechanical properties of the tissue. The evolution of the elastographic imaging techniques covered in previous sections relied mostly on ultrasound and MRI.

However, optical systems can be configured to track tissue motion in real time. In particular, optical coherence tomography (OCT) is directly analogous to ultrasound imaging in that a speckle image of a 2D plane can be produced at high frame rates. Penetration in tissue of the optical wavelengths is limited but within the imaging plane, tissue motion can be tracked using correlation techniques or Doppler techniques that parallel those used in ultrasound.

Compression elastography by OCT was introduced by Schmitt (1998) using a free-space Michelson interferometer and utilizing speckle tracking to determine displacements and then calculate strain. Other work employs a variety of Doppler and correlation methods to track the response of tissues (Wang et al 2006, Kirkpatrick et al 2006, Liang et al 2008, 2010, Kennedy et al 2009). The advantage of optical methods is that very high resolution and microscopic studies can be performed.

A distant relative of elastographic imaging is the field of thermo-acoustic imaging, which has largely developed independent of the methods covered in section 4. In thermo-acoustic imaging, a short impulse of electromagnetic energy or laser energy is distributed throughout a tissue, and differential absorption creates thermal expansion waves which are detected and utilized in a reconstruction (Patch and Scherzer 2007). Both EM-acoustic imaging (Bowen 1981,Bowen et al 1981, Nasoni et al 1985) and opto-acoustic imaging (Oraevsky et al 1999, Esenaliev et al 1999) have been actively developed over the last few decades. At a high level of abstraction, these techniques, like elastographic techniques, attempt to reconstruct the differential response of tissues to an input. The fusion of these techniques has been explored by Emelianov et al (2004).

Clinical results

Over the past several years elastography has moved out of the laboratory and into the hands of clinicians. The most rapidly adopted areas include liver, breast, prostate and thyroid.

Liver elastography has become a mainstay for gastroenterologists who use a non-imaging instrument (Fibroscan) to assess liver parenchymal stiffness in patients with hepatitis, at risk for developing cirrhosis. Calculations of liver stiffness based on transient elastography (Fibroscan) have shown better than 90% correlation with Metavir staging for hepatitis C and have a better than 90% negative predictive value for cirrhosis (stage 4 disease) (Wang et al 2009). When Fibroscan is combined with a blood test for liver fibrosis (fibrometer) sensitivity and specificity rise to over 90% for advanced (stage 4) disease (Boursier et al 2009). One of the limitations of current liver elastography is that it has no imaging component. A second difficulty involves depth of penetration as well as liver contact. Very large patients and/or patients with ascites are not as effectively studied, with one in five obese patients having inadequate studies (Castera et al 2008, 2010). New equipment and processing techniques are being developed to overcome these limitations.

Imaging of more superficial structures has been more successful. The most widely adopted application in the USA has been breast compression elastography. A direct compression technique has become commercially available from multiple manufacturers, and the sensitivity and specificity for carcinoma versus benign disease are above 95% and 80%, respectively (Ginat et al 2009,Barr 2006, Thomas et al 2007). In a multicenter study from Wojcinski et al (2010) assessing 779 patients, elastography demonstrated an improved specificity (89.5%) and an excellent positive predictive value (86.8%) compared to B-mode ultrasound (76.1% and 77.2%) for detecting malignant lesions. In dense breasts, the specificity was even higher (92.8%). In breast lesions, malignancy creates a larger lesion on the elastogram than is seen on the routine grayscale B-scan image, presumed due to the desmoplastic reaction of the tumor  and tethering in the adjacent tissue. In contrast, benign lesions are equal to or smaller than the grayscale image. Furthermore, a five-point scale utilized in some studies using Hitachi scanners characterizes the strain patterns and has shown promise for breast cancer diagnosis (Itoh et al 2006,Zhi et al 2010). Elastography therefore adds another imaging dimension, which can be used to help characterize indeterminate lesions such as solid-appearing cysts or solid hypoechoic well-circumscribed nodules (Burnside et al 2007, Svensson and Amiras 2006). Thus, it can potentially eliminate some unnecessary biopsies.

Unlike the breast, where elastography is used to characterize an already detected lesion, prostate elastography was developed to aid in detection of potential areas of prostate cancer, as grayscale ultrasound is relatively insensitive to identify discrete focal lesions. Practitioners in Austria (Pallwein et al 2008), Germany (Salomon et al 2008), Japan (Kamoi et al 2008) and the USA(Castaneda et al 2009) have shown improved detection of prostate cancer on average from less than 50% by ultrasound alone up to the 80% range using sonoelastography. Compression elastography on commercial equipment has been evaluated with respect to improving yield from a prostate biopsy. When larger lesions (greater than 5 mm) and lesions located in the peripheral regions are targeted, the biopsy yield improves (accuracy 76%), but has not been shown to be sufficient to replace blinded 10- or 12-core biopsies (Kamoi et al 2008).

All methods (compression and vibration) suffer from false positive findings due to benign prostatic hypertrophy with a false positive rate of about 20% (Castaneda et al 2009, Pallwein et al 2008).

A recent adaptation of compression elastography has been developed in the thyroid, using the gated pulsation of the carotid as the compressive force against the thyroid tissue. Dighe et al have found an excellent correlation between tissue stiffness and papillary carcinoma, the most prevalent type of thyroid cancer. Benign nodules are significantly softer, so that, in a cohort of 59 patients, if elastography had been used in addition to grayscale features as a discriminator, as many as 60% of thyroid biopsies could have been safely deferred (Dighe et al 2010). Given the low prevalence and the indolence of most thyroid cancer, avoiding unnecessary biopsies ay provide a great cost saving while permitting safe conservative management of thyroid nodules.

The newest application of elastography to clinical disease states involves vascular pathology, including assessment of thrombus age and overall vascular compliance (de Korte et al 2000, 2002, Biswas et al 2010, Weitzel et al 2009). Rubin et al have shown marked changes in stiffness of common femoral clots as they age (Xie et al 2004). This may potentially assist clinicians in deciding which thrombi require anticoagulation and for what time period.

Direct measurement of vessel wall compliance would permit monitoring of blood pressure and the efficacy of antihypertensive therapy.

Many of the clinical applications attempted to date have been limited by their ability to adequately contact and displace tissue to achieve accurate and reproducible measurements.

The next generation of imaging/elastography equipment is testing methods where ultrasound itself provides the tissue displacement, including acoustic radiation force imaging and vibroacoustography. The frequencies which acoustic radiation force imaging can achieve may permit more focused evaluation with improved resolution, especially important for detection of small lesions (prostate) or small displacements (vessels). Other potential future applications may include monitoring ablative therapies (radiofrequency ablation or cryoablation or high intensity focused ultrasound) in real time, as ablated tissues are many orders of magnitude stiffer than the background tissue (Zhang et al 2008a).
.....

________________________________________


Xem thêm về các bài về siêu âm đàn hồi khác:

Ultrasonic Computed Tomography Combining with Elastography to Characterize Tissue Elastic Properties  đo bulk modulus

Acoustic Structure Quantification, ASQ với tín hiệu RF

Real-Time Elastography in Liver Diseases với HiRTE của Hitachi freehand compression
------------------------------------------------------------------------------------

Chú thích:
1. Shear Wave:  sóng biến dạng, còn gọi là sóng ngang, là một biến dạng đàn hồi thẳng góc với hướng chuyển động của sóng âm theo chiều dọc. Không truyền được qua chất dịch và khí.
Compression Wave:  sóng đè nén, còn gọi là sóng dọc, là một đè nén vào môi trường.
2. Lực bức xạ âm (acoustic radiation force)  là kết quả từ momentum transfer (chuyển đổi động lượng) từ sóng siêu âm lan truyền đến mô. Khi một chùm siêu âm truyền qua môi trường hấp thụ, kết quả chuyển đổi năng lượng thành hiệu ứng thứ cấp (second-order effect) sẽ gây ra lực tỉ lệ với cường độ tại chỗ và sự hấp thụ. Lực này được gọi là lực bức xạ (radiation force) [Torr 1984]. Theo Mosby's Medical Dictionary, 8th edition. © 2009, Elsevier, radiation force, là lực nhẹ, đều đặn gây ra bởi chùm âm khi đập vào bề mặt phản xạ hay bề mặt hấp thu. Lực bức xạ tỉ lệ thuận với cường độ âm.Có các phương thức áp dụng lực bức xạ âm: tĩnh (static), thoáng qua (transient), hoặc có tính hoà âm (harmonically).



3. Elasticity Imaging Methods: Ngoài kích thích cơ học là chuyển động mô sinh lý (mạch đập), nếu=
    - dùng nguồn rung động (vibration) từ ngoài để tạo sóng biến dạng trong mô= sonoelasticity.
    - dùng nguồn nén tĩnh bên ngoài (external static compression) để kích thích cơ học = strain imaging.
    - thuận tiện hơn 2 cách từ ngoài đã kể ở trên, dùng lực bức xạ âm (Sugimoto đề xuất đầu tiên, 1990) kết hợp trực tiếp trong mô = shear wave elasticity imaging (Sarvazyan và cs, Nightingale và cs, Bercoff và cs., Fink và cs).
4. Young's modulus= biến dạng dọc, giá trị tuyệt đối đàn hồi Young, mô tả  biến dạng theo chiều dọc với áp lực dọc.
5. Shear modulus= biến dạng ngang, liên quan với biến dạng theo chiều ngang và được liên hệ với truyền sóng biến dạng trong môi trường đồng nhất đẳng hướng (isotropic homogeneous media).
6. Bulk modulus= biến dạng khối (cả dọc và ngang), độ đàn hồi khối, mô tả thay đổi thể tích của vật chất do kích thích từ ngoài.

Tài liệu tham khảo chính:
1. Éric Bavu, Jean-Luc Gennisson, Mathieu Couade, Jeremy Bercoff, Vincent Mallet, Mathias Fink, Anne Badel , AnaÏs Vallet-Pichard, Bertrand Nalpas, Mickaël Tanter, Stanislas Pol: Noninvasive In Vivo Liver Fibrosis Evaluation Using Supersonic Shear Imaging: A Clinical Study on 113 Hepatitis C Virus Patients, Ultrasound in Medicine and Biology, Volume 37, Issue 9 , Pages 1361-1373, September 2011.
2. Stanislav Emelianov: Ultrasound Elasticity Imaging, University of Texas.
3. Josef Jaros: Ultrasound Elastography, University of Kuopio, Finland.
4. Andy Milkowski : Elasticity reaching Clinical Maturity, Siemens.
5. Mark L. Palmeri - Kathryn R. Nightingale: Acoustic Radiation Force-Based Elasticity Imaging Methods, Interface Focus (2011).
6. K J Parker, M M Doyley and D J Rubens: Imaging the elastic properties of tissue: the 20 year perspective, Phys. Med. Biol. 56 (2011).
7. Peter NT Wells, Hai Dong Liang: Medical Ultrasonic: Imaging of Soft Tissue Strain and Elasticity, J.R.Soc. Interface 16 June 2011.
---------------------------------------
Đọc lại thêm về  truyền sóng âm (Wave Propagation)

Ultrasonic testing is based on time-varying deformations or vibrations in materials, which is generally referred to as acoustics. All material substances are comprised of atoms, which may be forced into vibrational motion about their equilibrium positions. Many different patterns of vibrational motion exist at the atomic level, however, most are irrelevant to acoustics and ultrasonic testing. Acoustics is focused on particles that contain many atoms that move in unison to produce a mechanical wave. When a material is not stressed in tension or compression beyond its elastic limit, its individual particles perform elastic oscillations. When the particles of a medium are displaced from their equilibrium positions, internal (electrostatic) restoration forces arise. It is these elastic restoring forces between particles, combined with inertia of the particles, that leads to the oscillatory motions of the medium.

In solids, sound waves can propagate in four principle modes that are based on the way the particles oscillate. Sound can propagate as longitudinal waves, shear waves, surface waves, and in thin materials as plate waves. Longitudinal and shear waves are the two modes of propagation most widely used in ultrasonic testing. The particle movement responsible for the propagation of longitudinal and shear waves is illustrated below.





In longitudinal waves, the oscillations occur in the longitudinal direction or the direction of wave propagation. Since compressional and dilational forces are active in these waves, they are also called pressure or compressional waves. They are also sometimes called density waves because their particle density fluctuates as they move. Compression waves can be generated in liquids, as well as solids because the energy travels through the atomic structure by a series of compressions and expansion (rarefaction) movements.

In the transverse or shear wave, the particles oscillate at a right angle or transverse to the direction of propagation. Shear waves require an acoustically solid material for effective propagation, and therefore, are not effectively propagated in materials such as liquids or gasses. Shear waves are relatively weak when compared to longitudinal waves. In fact, shear waves are usually generated in materials using some of the energy from longitudinal waves.

Không có nhận xét nào :