Contrast Ultrasound: LIB - Laboratoire d`Imagerie Fonctionnelle

Transcription

Heure
9h30-9 :45
9 :45-10 :00
10 :00-10 :15
Développements ultrasonores
en imagerie médicales
10 :15-10 :30
10 :30-10 :45
10 :45-11 :00
11 :00-11 :15
S. Lori Bridal
11 :15-11 :30
Laboratoire d’Imagerie Biomédicale
Sorbonne Universités, UPMC, UMR CNRS 7371 –U1146 INSERM,
[email protected]
Salle de
réunion :
11h30-12h45
Groupe 1
Salle de réunion : Introduction
L Bridal
Salle de manip centrale
Transmission axiale : Q Vallet
Spectroscopie/OS
S Bernard
Salle de manip « nano »
Biomolécules milieux confinées
N Taulier
Nanoparticles pour la thérapie et l’imagerie
N Taulier
Pause
Groupe 2
Salle de réunion : Introduction
L Bridal
Biomolécules milieux confinées N Taulier
Nanoparticles pour la thérapie et l’imagerie :
N Taulier
Transmission axiale
Q Vallet
Spectroscopie/OS
S Bernard
Pause
Salle du fond
Résonance ultrasonore spectroscopique
nonlinéaire : S. Haupert
Salle de réunion
Imagerie de contraste et élastographie (vidéo) :
A. Dizeux
Salle de réunion
Imagerie de contraste et élastographie (vidéo) :
A. Dizeux
Salle du fond
Résonance ultrasonore spectroscopique
nonlinéaire : S. Haupert
Séminaire « Développements ultrasonores en imagerie médicale »: Salle de Réunion.
S. Lori Bridal
PIPA Centre des Cordeliers
Contrast Ultrasound: LIB
Plateau-technique « Imagerie Paramétrique in vivo »
S. Lori Bridal: Responsable Scientifique Plateau
DR CNRS
Laboratoire d’Imagerie Biomédicale
Pascal Laugier: Directeur d’Unité
Delphine
Le Guillou
DR CNRS
Michele
Lamuraglia
Olivier
Lucidarme
Centre d’Explorations Fonctionnelles du
Centre de Recherche des Cordeliers
Alexandre
Dizeux
Thomas
Payen
Lori
Bridal
Alain Guillaume
Coron Barrois
Thanh
Bui Minh
Bracco Research :
BR38, BR55, VueBoxTM
Martine Lelièvre-Pégorier: Directrice des plateformes du CRC
DR INSERM
4
Introduction
Plateau-technique « Imagerie Paramétrique in vivo »
IMAGERIE DE CONTRASTE
•
Fonctionnelle
Méthodes pour optimiser la compréhension, le ciblage et
l’efficacité de nouvelles thérapies.
• L’échographie
–
–
–
–
SUIVI THÉRAPEUTIQUE
•
Moléculaire (VEGFR2)
Résolutions : 100’s à 10’s µm
Temps-réel
Faible coût
Non-ionisante
Micro-injections guidées par ultrasons
Embryon de souris (E12.5)
PIPA
CARTOGRAPHIES QUANTITATIVES
D9
sunitinib
placebo
ELASTOGRAPHIE
sunitinib
Placebo
La croissance des organes en développement
Foster et al. Interface Focus, V1, 2011
Etalonnage, Réduction de la variabilité
Arrival Time [s]
Evaluation de la mortalité in utéro
Embryons de E12.5
PIPA
Lori Bridal – Noveaux Outils Echographiques : Préclinique
Physics of ultrasound
7
• Ultrasonic waves are elastic, mechanical waves
They require an elastic (or viscoelastic) medium for
propagation.
They propagate through a mechanical wave/medium interation.
propagation.
Longitudinal waves = compression waves
Molecules in a fluid-like medium
Source
Transfer of Force (acoustic pressure = Force/Area)
Density variations in an elastic medium
8
9
propagation.
propagation.
source
Transfer of Force
Return to equillibrium
Local density and pressure variations in an elastic medium
1
0
11
propagation.
propagation.
Pulse is transmitted further and further into the medium
12
13
propagation.
propagation.
Transverse waves = Shear waves
Source
Transfer of Shear Strain
14
15
propagation.
propagation.
source
Source
Return to equillibrium
16
17
propagation.
propagation.
Pulse is transmitted further and further into the medium
18
Elastic, mechanical waves
19
Principal ultrasonic parameters in soft tissue
• Spatial disturbance advancing in the medium as a function of
time.
• Ultrasound velocity (speed of sound), c
– How fast the wave travels
– Expressed in m/s or mm/µs
Propagation Equation: plane wave in a fluid
Speed of sound
1 ∂ 2 pac
∆pac − 2 ×
=0
c
∂t 2
c=
K
ρ0
Bulk modulus
(medium stiffness)
• Acoustic impedance, z
Density
– Material density x ultrasound velocity
• Both compression and shear waves can propagate in the body
– Compression wave: particle displacements are parallel to the
wave motion direction
– Shear wave: particle displacements are perpendicular to the
wave motion direction.
• propagate much more slowly
• die out (are attenuated) over a shorter propagation distance
– Important to characterize propagation across interfaces
– Important to characterize scattering
– Expressed in kg/m2-s = RaylMKS
• Attenuation
– How wave amplitude decreases with propagation
– Expressed in dB/cm
20
Ultrasound Velocity
21
Ultrasound Pulse Characteristics
Time = 0
push
Time = ∆t
Distance the pulse has traveled
Speed of sound =
Distance traveled
Time required to travel this distance, ∆t
22
23
Speed of sound, c, in soft biological tissue is nearly constant.
Thus, distances can be estimated based on pulse travel-time.
Variation of only a few % in soft tissues
c = 1540 m/s or 1.54 mm/µs
B one
F at
B lo o d
AIR 330 m/S
M u s c le
B one
M u s c le
F at
c = 1540 m/s or 1.54 mm/µs
4000
3500
3000
2500
2000
1500
1000
500
0
S o ft
T is s u e
A v e ra g e
m e te rs p e r s e c o n d
Ultrasound velocity
Variation of only a few % in soft tissues
B lo o d
4000
3500
3000
2500
2000
1500
1000
500
0
S o ft
T is s u e
A v e ra g e
m e te rs p e r s e c o n d
Ultrasound velocity
Speed of sound, c, in soft biological tissue is nearly constant.
Thus, distances can be estimated based on pulse travel-time.
24
Acoustic Impedance
25
Reflection and Transmission
Pressure and particle velocity must be continuous at a boundary between
mediums with different Z
Acoustic impedance, Z = Density of the material x speed of sound
For perpendicular incidence:
For water :
3
 kg
1 g  1kg  100cm  1480 m 
⋅
⋅
= 1,480,000 2
3⋅
cm 1000 g   1m   s 
 m ⋅s



 =1.48megaRaylsMKS

8
megaRaylsMKS
7
6
(Variations from about 5 to 20
% in soft tissues)
5
4
3
0.0004
2
1
0
Muscle
Blood
Fat
Bone
Air
26
Reflection
27
Scattering by a density heterogeneity
Interface
R
Soft tissue/bone
44 %
Soft tissue/lung
99.90 %
Soft tissue/Water
0.2 %
• Three cases:
– Structures with dimensions much greater than the
wavelength
– Structures with dimensions much smaller than the
wavelength
– Structures with dimensions on the order of the
wavelength
Acoustic shadowing and reverberation artefact : tissue/bone interface
28
29
Ultrasonic Speckle
Depth ranging
Different tissues may have different impedance fluctuation
characteristics so the speckle contrast can be different.
30
31
Attenuation
Fundamental assumptions for ultrasound imaging
• Wavelength
• Frequency
• Speed of sound homogeneous enough that
echo positions can be estimated based on timeof-flight.
<15 µm
>100 MHz
20-50 MHz
10-12 MHz
• Fluctuations of speed of sound are sufficient to
create detectable echoes.
5-7.5 MHz
3.5 MHz
Dermatology
Endovascular
Small Animal
75-30 µm
Ophtalmology
Endoscopy
0.15 mm
Pediatrics
Cervical, ...
Abdomenal
0.25 mm
0.5 mm
32
Attenuation compensation
33
Spatial resolution
Due to attenuation, amplitude decreases with distance
so amplitude decreases with increasing
- imaged depth
- echo delay time
Determined by the distribution of energy at the
focal zone
• Minimum spatial separation of two structures
that can be discriminated from each other
• Size of structures with dimensions smaller than
or on the order of the resolution cannot be well
evaluated
To compensate for attenuation, gain is applied as a
function of time.
Time Gain Compensation (TGC)
=
Depth Gain Compensation (DGC)
34
35
Image resolution cell
Transducer made from a linear array of piezoelectric (PZT)
elements
Best spatial resolution along the axis of propagation (Axial resolution)
2 structures within the same resolution cell cannot be
discirminated from one another
36
37
Good lateral resolution can be obtained with time-delay focusing techniques
Resolution is generally most limited in the dimension describing the image slice
thickness (elevational resolution)
38
39
Axial resolution
Lateral resolution and diffraction
Axial resolution = (-20 dB pulse length)/2
x
x
Secondary lobes
F
a
d
D
d
Intensity
z
principal lobe
Lateral resolution
Diffraction determines the off-axis distribution of acoustic pressure at the
natural focus of the transducer.
Diffraction makes it impossible to have a “thin” collimated beam
c=λ*ν
40
41
Focusing can improve lateral resolution
Lateral resolution and diffraction
x
F
a
x
Geometrical focusing: Shape of the emitting surface is taylored to focus.
Secondary lobes
F
d
D
d
Intensity
z
principal lobe
Point M
distance r
Echo signals from the two
structures wthin this lateral
E1 +E3
resolution limit combine into one
voltage peak
Spherical focusing to the point M
All wavelets arrive in phase.
∆r = 0
42
Relative time delays are used to control focal position and lateral resolution
Natural focus: maximum intensity
along propagation axis with
simultaneous excitation
43
Gray Scale imaging
Images on the imaging systems are in black and white:
How does one go from signals to images?
Relative time delays applied
45
Echo-processing steps.
(a)
A pulse is transmitted down a scan
line and echoes from encountered
structures are returned.
(a)
The transducer detects a timevarying voltage (radio frequency
signal) in response to the pressure
variations produced by the returning
echoes. Envelope detection is
performed as represented by the red
line on the radio frequency signal.
(a)
Echo strength is logarithmically
compressed and mapped to a gray
scale level for display. Each gray
scale value along the line of site is
mapped to corresponding depth
based on the relative time taken for
the echoes to return to the
transducer.
Conventional B-mode imaging
ULTRASOUND SETTINGS.
One shot per line of sight
1) Electronic focusing on transmit
2) Electronic focusing on receive
Time per frame = number of lines x
travel time
A)
B)
C)
D)
E)
F)
Reminder: Travel time (µs) is
approximately equal to the explored
depth (mm)/0.75
= 1.33*explored depth (mm)
frequency,
window depth,
focal position
image gain
depth-adjustable gain
dynamic range displayed in the image.
+ + : good resolution
- - : slow
49
Conventional B-mode imaging
Building 2D images from « lines »
51
51
50
Ultrafast « B-mode » imaging
One single shot per image:
1) Plane wave on transmit
2) Electronic focusing on receive
Time per frame = travel time
+ + : very fast frame rate (up to 20000 frames per second)
- - : decreased resolution, lower signal-to-noise level
52
53
53
Typical frame rates
Electronic focusing on
receive
(parallel beamforming)
Plane wave emission
Signals response saved in
computer memory .
Application
Typical
imaging depth
Conventional
architecture
Ultrafast
architecture
Abdominal
imaging
20 cm
20 Hz
3800 Hz
Cardiac
Imaging
15 cm
150 Hz
5000 Hz
Breast imaging
5 cm
60 Hz
15000 Hz
B-mode image
Distribution of
point-like
scatterers.
Ultrafast Ultrasound Imaging by Jeremy Bercoff
54
54
55
Introduction
• Biomédicale recherche
Progrès récents notables
TRÈS HAUTE RÉSOLUTION 50 MHZ
Preclinical Imaging Market, 2010
ECHOGRAPHIE ULTRARAPIDE
Lignes focalisées
– Biologie du développement
– Modèles de pathologie humain
Ondes-planes
Resolution 10’s of µm
Real-time Doppler blood flow
• Cancer, maladies cardiovasculaires
Formation de faisceau
à la réception (GPUs)
10 000 plans/s
Ultrasound
PHOTOACOUSTIQUE
impulsion laser
ECHOGRAPHIE DE CONTRASTE
Emergence des nouvelles techniques
Image contraste = absorption optique
5
6
Nouvelles possibilités pour répondre aux
questions biomédicales
CIBLÉE
US Detection
- Ondes de
pression
• Modalités d’imagerie
• Suivi d’efficacité thérapeutique
• Techniques théranostique
Image contraste = détection d’une cible
5
7
5
8
5
9
6
0
6
1
6
2
6
3
Elastographie
Points de pression de radiation créés
en focalisant le faiceau ultrasonore
Fink et Tanter, Physics Today, 2010.
6
4
6
5
Elastographie
Elastographie
0ndes de cisaillement : 1 à 10 m/s
Imagerie ultra-rapide :
0ndes longitudinales: 1500 m/s
~10kHz
Les ondes de
cisaillement sont
induites:
Cône de Mach
• mouvement de speckle
•
vitesse de l’onde de cisaillement
Vitesses de 1 à 10 m/s
Elasticité
Vitesse de l’onde de cisaillement
(Shear modulus)
66
Elastographie
Elasticité [kPa] élevée
• Détection du cancer du sein
67
Micro-échographie Doppler
Sensible au structure tissulaire
Doppleur Couleur
Artère coronaire (gating en diastole)
Doppler d’ondes-pulsées
Doppler de l’artère ombilicale
embryon E14.5
PIPA
Résolutions ~ 40 µm
Doppleur Puissance
• Vitesses de flux : 2 mm/s à 4 m/s
• Temps-réel: 100 plans d’image/s
• Echantillon Doppler mini: ~100 à 200 µm
• Applications: Function cardiovasculaire et de
la vascularisation tumorale
Athanasiou et al., Radiology, 2010.
Chamming’s et al., Eur Radiol, 2013.
68
Echographie de Contraste
• Tumeur lymphocytaire
• Avec agent de contraste
• 10 x 10 x 10 mm
69
69
Echographie de Contraste
• Injection précise d’un agent de contraste
(microbulles de gaz encapsulées)
• Evaluation de la puissance échographique de ces traceurs
• Vitesses de flux de 1 mm/s
• Détection pour vaisseaux < 50 µm
• Applications : Suivi functionel de la
néoangiogenese tumorale, perfusion
d’organes
Payen et al, Ultra Med Biol , 2013.
Barrois et al, IEEE UFFC, 2013.
PIPA
70
71
Perfusion Utéroplacentaire
Agent de contraste ciblés: VEGFR2
Conçu pour
transfert
clinique
Echographie de contraste chez le rat
- Évaluation de la sécurité et l’apport d’information
• Artères
spiralées
maternelles
• Vaisseau
sanguin
maternel
• Placenta et sa plaque
basale
Applications :
Détection précoce
de cancer et de la
résistance
thérapeutique
Agents ciblées :
P- E- selectin
Détection
d’inflammation
Arthuis et al, Placenta , 2013.
Payen et al, en cours de soumission, 2013.
72
Doppler Ultrarapide (µDoppler)
73
Ultrafast Doppler (µDoppler)
Conventional
Doppler
Ultrafast
Doppler
Detection of functional
blood volume during
whisker activation
•Transmission rapide de plusieurs ondes-planes, inclinées
• Addition cohérente (plane-wave compounding)
Rapport signal à bruit, définition de l'image
• Résolution : ~100 µm
• Evaluation de la densité capillaire par mm2 de tissu.
• Changements dûs aux débits échantillonnés à 100’s Hz pendant 100’s ms
• filtre passe-haut pour extraire le signal du sang
• Applications : l'activité neurologique, la polyarthrite rhumatoïde
Sensibilité X 50
Macé et al, Nature Methods, 2011.
Macé et al, Nature Methods, 2011.
74
74
Tomographique µDoppler vs. Contraste échographie
75
75
Imagerie Photoacoustique
µDoppler : architecture 3D des vaisseaux sanguins nourrissant la tumeur
Analyse spectrale d’absorption optique
impulsion laser
Contraste échographie
• remplissage plus faible et tardif
au centre
µ Doppler
• Suppression de mouvement
• Vitesses de flux :
• 0,2 à 2 cm/s
• à chaque point dans le
volume
US Detection
- Ondes de
pression
• Résolution : 40 – 75 µm
• Applications : suivi de l’oxygénation
tumorale, la biodistribution des
fluorochromes, la localisation des
ganglions sentinelles
C. Demené et al, IEEE
Ultrasonics Symposium, 2014
HbO2
Hb
hémoglobine déoxyhémoglobine
Centre d’Imagerie du Petit Animal, Orléans
Raes et al , 2013.
Lerondel et Le Pape, Curr Molecular Imag , 2013.
76
77
Théranostiques
Activation focalisée
Ablation des tumeurs inopérables
High Intensity Focused Ultrasound
Ablatherm
Ultrasons focalisés de haute intensité
par focalisation électronique
• Modèle de tumeurs pancréatiques
• Guidée par l'image
• Volume de traitement 20 cm3
L'extravasation des nanoparticules
L'ouverture de la barrière hémato-encéphalique
Vincenot et al, Ultra Med Biol, 2013.
Journal American Coll Cardio : J. Song
J Cerebral Blood Flow & Metabolism : J. Korenblat
78
78
Conclusion
Echographie Préclinique
Etablie
En développement
Modalité
Fléxible
Temp-réel
Accessible
Paramètres émergents
Sensibilité
patho-physiologique
Futur
Theranostique
vecteurs de médicaments
activation locale
Impact pour la patient
Recherches
Pharamaceutique
Biomédicale
Nouvelles informations
Diagnostique
Thérapeutique
Thérapie
Plus efficace
Moins d’effets indésirables
80
79

Contrast Ultrasound: LIB - Laboratoire d`Imagerie Fonctionnelle

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