• No results found

1.6 Disease management

1.6.4 Chitin

4.3.1 Introdução

A caracterização reológica de tecidos moles é um indicador importante de doenças, como o câncer. A elastografia por ultrassom é uma ferramenta de diagnóstico utilizada para distinguir entre os tecidos saudáveis e doentes com base na rigidez, aumentando assim o contraste da ima-

65

Outras aplicações da MMUs

gem e revelando estruturas anatômicas compostas de tecidos com diferentes módulos de cisalha- mento [20]. No entanto, a elastografia convencional fornece apenas medidas relativas de dureza do meio.

As ondas sísmicas, também chamadas de Shear Waves, ondas S ou ondas de cisalhamen- to, muito conhecidas na geologia, passaram a ter um grande impacto na geração de imagens elas- tográficas por ultrassom [28], sendo um método absoluto na medida de rigidez. Esse tipo de elas- tografia é baseado na utilização de ondas acústicas de cisalhamento remotamente induzidas pela força focada em um ponto [29] e na medição da velocidade de propagação dessa no tecido a ser analisado pelo próprio ultrassom. Com o valor dessa velocidade de propagação podem ser obter parâmetros viscoelásticos de forma absoluta [30], [31].

Utilizando a velocidade da onda S , geradas pela ação de uma força externa, e a den- sidade do meio de propagação ( , obtem-se a resistência de um meio material ao cisalhamento ( ) [32], expresso em Pascal (Pa) pela equação:

4.1

Neste caso a equação 4.1 descreve um meio perfeitamente elástico, sendo o módulo de cisalhamento elástico. No entanto, por meio de deduções empíricas, testando modelos reológicos, constatou-se que o modelo de Voigt era o mais adequado para avaliação de simuladores de teci- dos moles [33]. Este modelo relaciona a frequência ( ), coeficiente de atenuação ( ) e veloci- dade ( ) das ondas de cisalhamento com o módulo de cisalhamento elástico ( ) e viscoso ( ) do meio viscoelástico. Dessa maneira, utilizando o modelo, obtém-se uma aproximação na obten- ção de e , fazendo uso da atenuação e velocidade da onda sísmica, [34].

4.2

4.3

Recentemente, ondas S foram produzidas em um meio usando força magnética e marca- dores ferromagnéticos[35]. Observou que após a aplicação da força magnética são geradas ondas sísmicas em um meio material, no qual há concentração de partículas magnéticas.

66 Outras aplicações da USMM

Dessa forma, foram realizados experimentos usando a USMMp para produzir ondas de ci- salhamento em phantoms e para avaliar a velocidade de propagação dessas ondas.

4.3.2 Materiais e métodos

4.3.2.1 Phantoms

Neste estudo foram usados dois phantoms de materiais diferentes.

Phantom de gelatina com inclusão de umaesfera de ferrita.

Foi confeccionado um phantom, de dimensões50 x 50 x10mm à base de gelatina (6%), que continha uma inclusão ferromagnética esférica sólida (ferrita) de diâmetro 7mm, posicionada à 40mm de profundidade em relação à face do transdutor ultrassônico (Figura 4.13a).

4.3.2.1.1 Phantom de parafina com inclusões de uma esfera de ferrita e de uma esfera de parafi- na mais rígida

Foi moldado um phantom à base de parafina gel, com uma inclusão também de parafina gel e 4% parafina sólida (mais rígida), com 10mm de diâmetro e posicionada em 30mm de pro- fundidade e uma segunda inclusão ferromagnética esférica sólida (ferrita) de 7mm de diâmetro posicionado à 50mm da superfície de contato do transdutor ultrassônico. Este phantom tinha as dimensões 85 x 85 x 40mm. Este phantom teve como objetivo, observar a passagem da onda sís- mica em uma região não homogênea (Figura 4.13b).

4.3.2.2 Sistema de aquisição e de indução magnética

Uma bobina (9,1mH) com um núcleo de ferrita, energizada por um sistema de gerador de função (AG3325A, Agilent) e amplificador de potência CICLOTRON, foi usada para deslocar a inclusão de ferrita no phantom e gerar a onda sísmica. Os mapas de ecos ultrassônicos foram ad- quiridos com Sonix RP a uma taxa da amostragem de 40MHz e frequência de repetição de pulso de 2 kHz. O phantom, a bobina e o transdutor linear L14-5/38 (10MHz de frequência de emissão) foram posicionados perpendicularmente de acordo com a Figura 4.13. O pulso de excitação foi gerado com 1 ciclo de frequência f = 100Hz para obter 300mT na ponta do núcleo.

Foi utilizado um software dedicado para configurar do Sonix RP e a aquisição de mapas de ecos ultrassônicos em sincronia com a excitação magnética (Apêndice A). Os mapas foram transferidos para um computador e foram processados usando um algoritmo de speckle tracking (janela de 1mm e 70% de superposição) (Apêndice B) ao longo do eixo axial do elemento central

67

Outras aplicações da MMUs

do transdutor, para obtenção de mapas de deslocamento.

(a) (b)

Figura 4-3:Diagrama do aparato experimental com transdutor ultrassônico posicionado em direção perpendicular à dire- ção da forca de excitação: (a) phantom de gelatina e (b) phantom de parafina com uma inclusão mais rígida.

4.3.3 Resultados e discussão

1.1.1.1.Phantom de gelatina.

68 Outras aplicações da USMM

Figura 4-4: Imagem modo-B reconstruída a partir dos mapas de RF adquiridos do phantom de gelatina.

A esfera de ferrita fica evidente na região inferior da imagem assim como sua sombra (provocada pela não transmissão da onda ultrassônica por seu interior). Observa-se também um artefato semelhante a uma linha pontilhada, na profundidade de 30mm, devido à reverberação da interface do phantom com o aparato de apoio.

Processando os mapas de RF foi possível observar uma onda sísmica, que se propagava em direção ao transdutor com amplitude de 2 m pico-a-pico. Embora a amplitude máxima pico- a-pico seja de apenas 2,0 m, foi possível observar a propagação da onda sísmica com amplitude negativa gerada pelo movimento da esfera (Figura 4.15).

29 ms Lateral (mm) A x ia l (m m ) -15 -10 -5 0 5 10 15 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

69

Outras aplicações da MMUs

A frequência da onda S observada foi de 82Hz. Os resultados da análise são mostrados na Tabela 4.2. Durante a análise da onda sísmica observou-se a velocidade de grupo (csg) maior que

a velocidade de fase medida no instante 23,0ms (csf). Estes resultados foram obtidos a partir da

posição axial 30,0mm, escolhendo uma trajetória de 4,5mm com ROI de área 3,5 x 1,0mm.

L a te ra l (m m ) 2 3 .0 0 m s -1 5 -1 0 -5 0 5 10 15 0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 m -1 -0 .8 -0 .6 -0 .4 -0 .2 0 0 .2 0 .4 0 .6 0 .8 1 L a te ra l (m m ) 2 1 .5 0 m s -1 5 -1 0 -5 0 5 10 15 0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 L a te ra l (m m ) Ax ia l ( mm ) 2 0 m s -1 5 -1 0 -5 0 5 10 15 0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 Figura 4-1: Gráfico do deslocamen- to da onda sísmica ge- rada a partir do movimen- to de uma esfera de metal e mapa de desloca- mento nos instantes de tempo (b) 20,0ms, (b) 21,5ms e (c) 23,0ms. a) c) b) , ,

70 Outras aplicações da USMM

Tabela 4.2: Parâmetros relacionados com as características mecânicas do meio estimados em uma trajetória de 4,50mm ao longo do eixo axial.

csg (m.s-1) csf (m.s-1) αs (Neper.m-1)

2,17 ± 0,89 1,85 ± 0,13 121,10 ± 0,96

Utilizando o valor médio das estimativas de velocidade csg na equação 4.1 obtém-se = 3,7

± 0,8 kPa. Já com o valor obtido da velocidade de fase e o coeficiente de atenuação nas equações 4.2 e 4.3, obtemos 1= 1,λ ± 0,7 kPa e 2 = 2,2 ± 0,4 Pa.s. Os valores de velocidade e atenuação

apresentados possuem ordem de grandeza coerente com os valores obtidos em simulações [34]e na aplicação por força de radiação acústica [36].

1.1.1.2.Phantom de parafina

Na Figura 4.14, mostra-se a imagem reconstruída em modo-B do phantom de parafina, com inclusão de maior rigidez em relação à base.

71

Outras aplicações da MMUs

Figura 4-6: Reconstrução modo-B das linhas de RF de um phantom com inclusão de maior rigidez em relação à base (seta vermelha) e uma esfera de metal (seta amarela).

A esfera de ferrita é indicada com uma seta amarela, e a inclusão de parafina mais rígida com a seta vermelha.

Neste phantom buscou-se avaliar a possibilidade de serem obtidos valores de velocidade de ondas sísmicas em um meio não homogêneo. A Figura 4.17mostra uma comparação entre o modo-B(a)e o mapa de deslocamento (b) durante a propagação da onda de cisalhamento gerada pela oscilação da esfera de ferrita, 35ms após a excitação magnética.

Lateral (mm) A x ia l (m m ) -10 0 10 10 20 30 40 50 60 70 80

72 Outras aplicações da USMM

Figura 4-7: (a) Omodo-B e (b) mapa de deslocamento 2D durante a propagação da onda S.

As ondas sísmicas foram avaliadas na região entre 10 e 50mm de profundidade (axial) da linha central da imagem (posição lateral 0mm). A Figura 4.18 mostra a variação da amplitude, nessa região da linha central do mapa de deslocamento, em um intervalo temporal de 30ms.

Figura 4.18: Variação da amplitude da onda sísmica (induzidapela ação de uma força magnética em @100Hz sobre uma esfera de ferrita inserida no phantom)na região da inclusão de material mais rígido(10 e 50mm da linha central), em um intervalo temporal de 30ms. As setas indicam a propagaçãode uma crista, ou pico, da onda S no tempo; e as linhas ponti- lhadas dividem as regiões interna (2) e externa (1 e 3) à inclusão de material mais rígido.

Lateral (mm) A xi al ( m m ) -15 -10 -5 0 5 10 15 0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 Lateral (mm) A xi al ( m m ) -10 0 10 0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 m -2 0 2 4 6 8 (3) (2) (1)

73

Outras aplicações da MMUs

Observando a Figura 4.18 nota-se que dentro da inclusão rígida(2) a onda sísmica se pro- paga com velocidade superior à encontrada na região (1 e 3), apenas comparando qualitativamen- te as inclinações representada pelas setas (propagação dos traços sísmicos no tempo).

Para uma análise quantitativa, as velocidades foram aferidas nas 3 regiões,tomando como sentido a direção de propagação da onda.

Tabela 4.3: Parâmetros da onda sísmica da região 1, 2 e 3. Velocidade de grupo, velocidade de fase e atenuação obtidas em

trajetória de 5,00mm ao longo do eixo axial, com valores de R2 maiores que 90%.

Região csg (m.s-1) csf (m.s-1) α (Neper.m-1)

1 3,92 ± 0,47 4,16 ± 0,10 91,52 ± 0,33

2 24,00 ± 8,0 23,99 ± 0,08 12,48 ± 0,33

3 1,95 ± 0,81 1,89 ± 0,10 90,46 ± 0,07

O espectro da onda sísmica que entra na região 3 manteve a frequência da região 2 (50 Hz), o que justifica o valor da velocidade para região 3 ser menor que o da região 1(70 Hz). Ape- sar da excitação magnética possuir uma frequência central, a força magnética gerada possui vá- rios componentes de frequência devido ao transiente do amplificador. Assim, o fato da frequência da onda S mudar conforme ela se afasta do epicentro, possivelmente deve-se a atenuação das frequências mais altas, o que torna frequências mais baixas dominantes no espectro.

A velocidade de fase nas regiões 1, 2 e 3 foram calculadas após 25, 25,5 e 32ms, respecti- vamente. O modulo de cisalhamento foi obtido utilizando a equação 4.1 e aplicando-se o mode- lo de Voigt para as três regiões do phantomobtiveram-se os parâmetros viscoelásticos e sin- tetizados na Tabela 4.4.

Conforme esperado e de acordo com o mapa Figura 4.18, as regiões 1 e 3 apresentaram os parâmetros viscoelásticos equivalentes, menores que a da região da inclusão.

Tabela 4.4: Caracterização viscoelástica de phantom heterogêneo em termos do modulo elástico e viscoso.

Região μ (kPa) μ1 (kPa) μ2 (Pa.s)

1 14,7 ± 3,5 1,2 ± 3,1 4,55 ± 1,52

2 489,6 ± 122,0 12,3 ± 3,0 35,15 ± 2,05

74 Outras aplicações da USMM

Os resultados de e se diferenciaram pelo fato da parafina ser um meio viscoso e elás- tico, e não somente elástico como considera a equação 4.1 da qual se obtém .

4.3.4 Conclusão

Estes experimentos mostram que o uso da USMMp para caracterização mecânica utili- zando dispersão da onda de cisalhamento foi possível. Os experimentos com variações de rigidez, utilizando diferentes frequências de excitaçãodevem ser realizados para se obter gama de veloci- dades. Uma possível aplicação in vivo, o uso sementes ferromagnéticas para braquiterapia pode- riam ser o epicentro das ondas de cisalhamento, e sendo assim possível diferenciar tecidos doen- tes durante o tratamento.

4.4 Referências

[1] T. G. Bjåstad, “High frame rate ultrasound imaging using parallel beamforming,” Norwegian University of Science and Technology, Faculty of Medicine, Department of Circula- tion and Medical Imaging, 2009.

[2] H. Geyer, G. Caracciolo, H. Abe, S. Wilansky, S. Carerj, F. Gentile, H.-J. Nesser, B. Khandheria, J. Narula, and P. P. Sengupta, “Assessment of Myocardial Mechanics Using Speckle Tracking Echocardiographyμ Fundamentals and Clinical Applications,” J. Am. Soc. E-

chocardiogr., vol. 23, no. 4, pp. 351–369, April, 2010.

[3] Diego Ronaldo Thomaz Sampaio, “Implementação da técnica de magneto- acustografia em um equipamento de ultrassom diagnóstico por imagem,” Dissertação de Mestra-

do, Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto, 2014.

[4] M. Mehrmohammadi, “Pulsed magneto-motive ultrasound imaging,” University of Texas at Austin, Austin - TX, 2012.

[5] M Mehrmohammadi, K. Y. Yoon, M. Qu, K. P. Johnston, and S. Y. Emelianov,

“Enhanced pulsed magneto-motive ultrasound imaging using superparamagnetic nanoclusters,”

Nanotechnology, vol. 22, no. 4, p. 045502, Jan. 2011.

[6] A. Colello Bruno, O. Baffa Filho, A. A. Oliveira Carneiro, and R. B. de Oliveira, “Stomach emptying evaluation by ultrasound and susceptometric measurements with a hybrid transducer,” in Ultrasonics Symposium (IUS), 2014 IEEE International, 2014, pp. 1869–1872.

75

Outras aplicações da MMUs

[7] C. C. Quini, M. F. Américo, L. A. Corá, M. F. Calabresi, M. Alvarez, R. B. Oli- veira, and J. R. A. Miranda, “Employment of a noninvasive magnetic method for evaluation of gastrointestinal transit in rats,” J. Biol. Eng., vol. 6, p. 6, May 2012.

[8] R. Siegel, J. Ma, Z. Zou, and A. Jemal, “Cancer statistics, 2014,” CA. Cancer J. Clin., vol. 64, no. 1, pp. 9–29, Jan. 2014.

[9] R. W. Burt, J. S. Barthel, K. B. Dunn, D. S. David, E. Drelichman, J. M. Ford, F. M. Giardiello, S. B. Gruber, A. L. Halverson, S. R. Hamilton, M. K. Ismail, K. Jasperson, A. J. Lazenby, P. M. Lynch, E. W. Martin, R. J. Mayer, R. M. Ness, D. Provenzale, M. S. Rao, M. Shike, G. Steinbach, J. P. Terdiman, and D. Weinberg, “Colorectal Cancer Screening,” J. Natl. Compr. Canc. Netw., vol. 8, no. 1, pp. 8–61, Jan. 2010.

[10] L. Herszényi and Z. Tulassay, “Epidemiology of gastrointestinal and liver tu- mors,” Eur. Rev. Med. Pharmacol. Sci., vol. 14, no. 4, pp. 24λ–258, Apr. 2010.

[11] W. S. Atkin, R. Valori, E. J. Kuipers, G. Hoff, C. Senore, N. Segnan, R. Jover, W. Schmiegel, R. Lambert, and C. Pox, “European guidelines for quality assurance in colorectal cancer screening and diagnosis.,” Endoscopy, vol. 10, pp. 0032–1309821, 2012.

[12] B. Levin, D. A. Lieberman, B. McFarland, R. A. Smith, D. Brooks, K. S. An- drews, C. Dash, F. M. Giardiello, S. Glick, T. R. Levin, P. Pickhardt, D. K. Rex, A. Thorson, and S. J. Winawer, “Screening and Surveillance for the Early Detection of Colorectal Cancer and Adenomatous Polyps, 2008: A Joint Guideline from the American Cancer Society, the US Multi-

Society Task Force on Colorectal Cancer, and the American College of Radiology,” CA. Cancer J. Clin., vol. 58, no. 3, pp. 130–160, May 2008.

[13] J. E. R. Waage, R. F. Havre, S. Ødegaard, S. Leh, G. E. Eide, and G. Baatrup, “Endorectal elastography in the evaluation of rectal tumours,” Colorectal Dis., vol. 13, no. 10, pp. 1130–1137, Oct. 2011.

[14] M. W. Saif, Gastrointestinal Malignancies. Demos Medical Publishing, 2010. [15] H. R. Bailey, R. P. Billingham, M. J. Stamos, and M. J. Snyder, Colorectal Sur- gery: Expert Consult - Online and Print. Elsevier Health Sciences, 2012.

76 Outras aplicações da USMM

[16] M. Giovannini, L. C. Hookey, E. Bories, C. Pesenti, G. Monges, and J. R. Delpe- ro, “Endoscopic ultrasound elastography: the first step towards virtual biopsy? Preliminary re- sults in 4λ patients,” Endoscopy, vol. 38, no. 4, pp. 344–348, Apr. 2006.

[17] T. M. H. Gall, S. R. Markar, D. Jackson, A. Haji, and O. Faiz, “Mini-probe ultra- sonography for the staging of colon cancer: a systematic review and meta-analysis,” Colorectal Dis., vol. 16, no. 1, pp. O1–O8, Jan. 2014.

[18] A. C. Bruno, O. Baffa, and A. A. O. Carneiro, “Hybrid system for magnetic and acoustic measurement,” in Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, 2009. EMBC 2009, 2009, pp. 761–764.

[19] J. Oh, M. D. Feldman, J. Kim, C. Condit, S. Emelianov, and T. E. Milner, “Detec- tion of magnetic nanoparticles in tissue using magneto motive ultrasound,” Nanotechnology, vol. 17, p. 4183, 2006.

[20] J. Ophir, S. K. Alam, B. Garra, F. Kallel, E. Konofagou, T. Krouskop, and T. Varghese, “Elastographyμ Ultrasonic estimation and imaging of the elastic properties of tissues,” Proc. Inst. Mech. Eng. [H], vol. 213, no. 3, pp. 203–233, Mar. 1999.

[21] Felipe Wilker Grillo, Alexandre Colello Bruno, Diego Ronaldo Thomaz Sampaio, and Antonio Adilton Oliveira Carneiro, “Development of colorectal phantom to evaluate ultra- sound elastography using a fluid magnetically labeled”, XXIV Braz. Congr. Biomed. Eng., vol. 1, no. 1, Oct. 2014.

[22] L. S. Taylor, B. C. Porter, D. J. Rubens, and K. JParker, “Three-dimensional so- noelastographyμ principles and practices,” Phys. Med. Biol., vol. 45, no. 6, p. 1477, Jun. 2000.

[23] S. D. Yarmenitis, A. Karantanas, A. Bakantaki, Y. Papantoniou, and N. Gourt- soyiannis, “Detection of colorectal cancer hepatic metastases with contrast-enhanced ultrasound: comparison with conventional B-mode ultrasound,” Dig. Dis., vol. 25, no. 1, pp. 86–93, 2007.

[24] J. Iglesias-Garcia and Sample Organization, “Endoscopic ultrasound elastogra- phy,” Endosopic Ultrasound, vol. 1, no. 1, p. 8, 2012.

[25] A. Pabby, R. E. Schoen, J. L. Weissfeld, R. Burt, J. W. Kikendall, P. Lance, M. Shike, E. Lanza, and A. Schatzkin, “Analysis of colorectal cancer occurrence during surveillance

77

Outras aplicações da MMUs

colonoscopy in the dietary Polyp Prevention Trial,” Gastrointest. Endosc., vol. 61, no. 3, pp. 385–391, Mar. 2005.

[26] A. Veltri, T. Guarnieri, C. Gazzera, M. Busso, F. Solitro, G. Fora, and P. Racca, “Long-term outcome of radiofrequency thermal ablation (RFA) of liver metastases from colorec- tal cancer (CRC)μ size as the leading prognostic factor for survival,” Radiol. Med. (Torino), vol. 117, no. 7, pp. 1139–1151, Oct. 2012.

[27] S. Kudo, H. Kashida, T. Nakajima, S. Tamura, and K. Nakajo, “Endoscopic Diag- nosis and Treatment of Early Colorectal Cancer,” World J. Surg., vol. 21, no. 7, pp. 6λ4–701, Sep. 1997.

[28] A. P. Sarvazyan, “A new approach to remote ultrasonic evaluation of viscoelastic properties of tissues for diagnostics and healing monitoring,” in Abstract of ARPA/ONR Medical Ultrasonic Imaging Technology Workshop, Landsdowne, Virginia, 1995, pp. 24–26.

[29] A. P. Sarvazyan, O. V. Rudenko, S. D. Swanson, J. B. Fowlkes, and S. Y. Emelia- nov, “Shear wave elasticity imagingμ a new ultrasonic technology of medical diagnostics,” Ultra- sound Med. Biol., vol. 24, no. 9, pp. 1419–1435, Dec. 1998.

[30] F. Viola and W. F. Walker, “A spline-based algorithm for continuous time-delay estimation using sampled data,” IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control, vol. 52, no. 1, pp. 80–93, Jan. 2005.

[31] J. Bercoff, M. Tanter, and M. Fink, “Supersonic shear imagingμ a new technique for soft tissue elasticity mapping,” IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control, vol. 51, no. 4, pp. 396–409, Apr. 2004.

[32] J. Bercoff, S. Chaffai, M. Tanter, L. Sandrin, S. Catheline, M. Fink, J. L. Gennis- son, and M. Meunier, “In vivo breast tumor detection using transient elastography,” Ultrasound Med. Biol., vol. 29, no. 10, pp. 1387–1396, Oct. 2003.

[33] S. Catheline, J.-L. Gennisson, G. Delon, M. Fink, R. Sinkus, S. Abouelkaram, and J. Culioli, “Measurement of viscoelastic properties of homogeneous soft solid using transient elastography: An inverse problem approach,” J. Acoust. Soc. Am., vol. 116, no. 6, p. 3734, 2004.

78 Outras aplicações da USMM

[34] H. Zhao, M. Urban, J. Greenleaf, and S. Chen, “Elasticity and viscosity estimation from shear wave velocity and attenuationμ A simulation study,” in 2010 IEEE Ultrasonics Sym-

posium (IUS), 2010, pp. 1604–1607.

[35] T. Z. Pavan, D. R. T. Sampaio, A. Carneiro, and D. T. Covas, “Ultrasound-based transient elastography using a magnetic excitation,” in Ultrasonics Symposium (IUS), 2012 IEEE International, 2012, pp. 1846–1849.

[36] M. L. Palmeri, M. H. Wang, J. J. Dahl, K. D. Frinkley, and K. R. Nightingale, “Quantifying Hepatic Shear Modulus In Vivo Using Acoustic Radiation Force,” Ultrasound Med.

Capítulo 5