Imagem de ultrassom : simulação das técnicas de composição espacial e de imagem harmônica

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CAMPINAS 2019

UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS Faculdade de Engenharia Elétrica e de Computação

AMANDA COSTA MARTINEZ

IMAGEM DE ULTRASSOM: SIMULAÇÃO DAS TÉCNICAS DE COMPOSIÇÃO ESPACIAL E DE IMAGEM HARMÔNICA

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CAMPINAS 2019

Dissertação de Mestrado apresentada à Faculdade de Engenharia Elétrica e de Computação da Universidade Estadual de Campinas para obtenção do título de Mestra em Engenharia Elétrica, na área de Engenharia Biomédica.

Orientador: Prof. Dr. Eduardo Tavares Costa

ESTE TRABALHO CORRESPONDE À VERSÃO FINAL DA DISSERTAÇÃO DEFENDIDA PELA ALUNA AMANDA COSTA MARTINEZ, E ORIENTADA PELO PROF. DR. EDUARDO

TAVARES COSTA

IMAGEM DE ULTRASSOM: SIMULAÇÃO DAS TÉCNICAS DE COMPOSIÇÃO ESPACIAL E DE IMAGEM HARMÔNICA

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COMISSÃO JULGADORA – DISSERTAÇÃO DE MESTRADO

Candidata: Amanda Costa Martinez RA: 190719 Data da Defesa: 16 de abril de 2019

Título da Tese: “Imagem de ultrassom: Simulação das técnicas de composição

espacial e de imagem harmônica”

Prof. Dr. Eduardo Tavares Costa (Presidente) Prof. Dr. Joaquim Miguel Maia

Profa. Dr. Letícia Rittner

A ata de defesa, com as respectivas assinaturas dos membros da Comissão Julgadora, encontra-se no SIGA (Sistema de Fluxo de Dissertação/Tese) e na Secretaria de Pós-Graduação da Faculdade de Engenharia Elétrica e de Computação.

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AGRADECIMENTOS

Está além da minha capacidade conseguir expressar de maneira fidedigna a gratidão que sinto por tudo o que Deus reservou para eu viver até o presente momento e pelas pessoas que contracenaram comigo durante estes anos!

Inicialmente, gostaria de agradecer aos meus professores da graduação em Engenharia Eletrônica da UTFPR – Universidade Tecnológica Federal do Paraná, principalmente ao Prof. Dr. Felipe W. D. Pfrimer, meu orientador de TCC na graduação, e um dos grandes responsáveis por eu ter buscado o programa de pós-graduação da UNICAMP. Agradeço também o Prof. Dr. Alberto Nakano e o Prof. Dr. Fábio R. Coutinho por terem sido grandes inspirações desde a época de graduação e contribuído imensamente para a minha formação como engenheira. E, agradeço imensamente o psicopedagogo Msc. Raphael Klein por ter acreditado em mim e me orientado a continuar a graduação. Sem a contribuição de cada um de vocês eu não estaria onde estou, muito obrigada!

Agradeço ao meu estimado orientador, Prof. Dr. Eduardo Tavares Costa, pela forma como me recebeu, pela oportunidade de aprender e trabalhar ao seu lado, por me apresentar o universo do ultrassom na área médica, uma área a qual eu me encantei e pretendo cultivar relacionamento duradouro. Agradeço pela amizade, pela paciência e por toda a confiança depositada em mim, por perceber minhas limitações e me motivar sempre a melhorar. Obrigada ainda, por compartilhar um pouco de sua sabedoria de vida e não apenas técnica, por sempre me estimular de alguma forma a continuar e sempre me apoiar e respeitar as minhas decisões. Não existem palavras para mensurar a gratidão e o orgulho que eu tenho, não somente por ser sua orientanda, mas por poder conviver com uma pessoa tão generosa e incrível como você! Prof. Eduardo, você é uma inspiração para mim, e para muitos outros que te conhecem!

Agradeço a todos os professores do DEB, principalmente aos Prof. Dr. José Wilson Magalhães Bassani, a Profa. Dra. Rosana Almada Bassani e ao Prof. Dr. Pedro Xavier pelas aulas maravilhosas, conselhos, críticas e sugestões recebidas

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durante minha formação na UNICAMP, mas principalmente por serem profissionais de excelência pelos quais cultivo enorme carinho e admiração.

Agradeço aos meus pais Almir Martinez e Darci Costa Martinez, aos meus irmãos Anderson Costa Martinez, Aline Costa Martinez Marcondes, Alan Costa Martinez e Kelly Andrade Rodrigues Martinez e Thiago J. R. Marcondes por sempre me incentivarem e apoiarem, mesmo sem muitas vezes compreender o que, de fato, eu faço. Aos meus sobrinhos, Gustavo e Eduarda Andrade Rodrigues Martinez e Raul Vitor Martinez Marcondes por serem, mesmo sem conhecimento, os maiores responsáveis pela minha motivação e por serem minhas boas lembranças em momentos de adversidade. Amo muito todos vocês!

Aos meus amigos da FEEC, Ursula Salazar Roggero, Jéssica da Silva Miranda, Lizandra Alcantara Sá, Fernanda Leomil, Mariana Mazetto Gazola, Túlio Sérvio, Érick S. Bortolazzo, Jorge Augusto, Marcelo Zoccoler, Ahmad Almazloum, Willi Leão, Patrícia Cardoso, Fernanda Barbosa, Débora Matoso, Heitor Fernandes, Eliane Crepaldi, Mathias Scroccaro Costa e ao meu amigo de mais longa data, Paulo Henrique Gonzaga, agradeço pelos nossos momentos de descontração na hora do café, por serem meu apoio técnico, emocional e por serem pessoas que me inspiram. Agradeço também, aos colegas de laboratório, Johannes Dantas e Ramon Cravo, pela ajuda no desenvolvimento das simulações e pelas discussões que contribuíram muito para o meu aprendizado. Muito obrigada!

Agradeço ao CNPq pela concessão da bolsa de mestrado (número do processo: 133600/2017-3).

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RESUMO

A redução do ruído speckle e de demais artefatos inerentes à técnica de imagem por ultrassom e o aumento da resolução das imagens reconstruídas são características importantes para melhorar a relação sinal-ruído (SNR) e contraste-ruído (CNR) destas imagens e, consequentemente, facilitam a interpretação e aumentam a assertividade do diagnóstico médico. Neste trabalho, investigou-se a técnica de composição espacial de imagens visando a redução de speckle. Nesta modalidade de imagem, sub-imagens em Modo-B são adquiridas com diferentes orientações (ângulos de deflexão) do feixe acústico e, posteriormente, compostas em uma única imagem, denominada Imagem de Composição Espacial. Foram implementadas também as técnicas de Imagem Harmônica Tecidual (THI) e de Imagem Harmônica por Inversão de Pulso (PIHI), baseadas na primeira harmônica do sinal de eco, para aumentar a resolução de imagens de ultrassom, geralmente empregadas em pacientes obesos ou gestantes, em que é necessária maior profundidade de penetração para a visualização das estruturas de interesse com maior resolução espacial. Essas técnicas podem ser integradas para maximizar os efeitos da redução de speckle e melhorar a resolução de imagens de ultrassom fazendo-se a Composição de Imagens Harmônicas. Este trabalho apresenta um estudo comparativo das imagens obtidas a partir da simulação computacional de imagens em modo-B convencional com aquelas obtidas a partir das técnicas acima descritas e seu efeito na SNR e CNR compostos. Foram simulados transdutores multi-elementos focalizados, excitados nas frequências de 1,5 MHz e 3,5 MHz. Comparando-se as técnicas de imagem harmônica, os resultados para a técnica THI foram melhores somente para a métrica de CNRc para a frequência de 1,5 MHz, enquanto a técnica de PIHI possibilitou melhores resultados para a SNRc na mesma frequência e para ambas as métricas para a frequência de 3,5 MHz. Quanto às imagens de composição espacial, para a frequência de 1,5 MHz foi possível observar melhores resultados em ambas as métricas para as imagens obtidas com a técnica de composição espacial de 5 quadros harmônicos, enquanto que, para a frequência de 3,5 MHz foi possível observar melhores resultados para a técnica de composição espacial de 9 quadros em Modo-B. Verificou-se ainda que, considerando o compromisso melhoria da imagem e número de quadros mostrados por segundo, a técnica mais interessante é a que utilizou apenas 5 quadros para compor a imagem.

Palavras-chave: Ultrassom médico, Composição espacial (CEI), Imagem

harmônica tecidual (THI), Imagem harmônica por inversão de pulso (PIHI), Relação sinal-ruído (SNR).

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ABSTRACT

The reduction of speckle noise and other artifacts inherent to the ultrasound imaging technique and the increase in resolution of the reconstructed images are important features to improve the signal-to-noise (SNR) and contrast-to-noise ratio (CNR) of these images and, consequently, facilitate the interpretation and assertiveness of medical diagnosis. In this work, we investigated the technique of spatial image composition aiming to reduce speckle. In this image modality, for different ultrasound beam orientations (deflecting angles), B-mode sub-images are acquired, and then composed into a single image, called the spatial compound image. It has also been implemented the Tissue Harmonic Imaging (THI) and the Pulse Inversion Harmonic Imaging (PIHI) techniques, based on the first harmonic of the echo signal to increase the resolution of ultrasound images generally used in obese or pregnant patients, where greater depth of penetration with better resolution are required to visualize the structures of interest. These techniques can be integrated to maximize the effects of speckle reduction and improve the resolution of ultrasound images by creating the technique we called Spatial Compound Harmonic Imaging. This work presents a comparative study of images obtained from computational simulation of conventional B-mode images to those obtained with the above techniques and their effect on the compound SNR and CNR. Simulations with focused multi-element transducers operating at 1.5 MHz and 3.5 MHz were carried out. Comparing the harmonic imaging techniques, the results for THI were better only for the CNRc metric at 1.5 MHz, while PIHI provided better results for the SNRc at 1.5 MHz and for both metrics at 3.5 MHz. As for the spatial composition images, at 1.5 MHz it was possible to observe better results with both metrics for the images obtained with the spatial composition of 5 harmonic frames, while for 3.5 MHz it was obtained better results for the spatial composition of 9 B-mode frames. It was also verified that, considering the compromise image improvement to frame rate, the most interesting technique is the 5 frames image composition.

Keywords: Medical ultrasound, Spatial Compound, Tissue harmonic imaging (THI), Pulse inversion harmonic imaging (PIHI), Signal-to-noise ratio (SNR).

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LISTA DE FIGURAS

Figura 3.1 – Diagrama esquemático da relação entre a reflexibilidade e a imagem

em Modo-B. A amplitude dos ecos captados está relacionada com o brilho na imagem reconstruída e mostrada em escala de cinza (Modo-B). (Fonte: Autora). 27

Figura 3.2 - Ilustração de sinais em Modo-A (amplitude). O sinal ultrassônico (1 –

eco de RF) é amplificado (2) com ganho variável em função do tempo (profundidade), filtrado (3), e seu envelope (4) é calculado, mostrando a localização de possíveis interfaces no caminho do pulso transmitido. Por fim, se uma llinha-A (ou scanline) for utilizada para gerar uma imagem, sofrerá compressão logarítmica (5). (Fonte: Autora). ... 31

Figura 3.3(a) - Ilustração esquemática simplificada do mecanismo de obtenção de

imagens em Modo-B, obtida durante o desenvolvimento da Plataforma Brasileira de Ultrassom: (a) sinal de RF ultrassônico em linha-A (ou scanline); (b) sistema de aquisição de múltiplas linhas-A (varredura) no tempo; (c) conjunto de linhas-A (sinal composto) formando a matriz de sinais de RF; (d) estágio complementar de processamento de sinais (detecção de envelope, compressão logarítmica, entre outras) que dá origem as imagens Modo-B, mostrada na Figura 3.3(b). (Fonte: MACHADO, 2017). ... 32

Figura 3.3(b) - Imagem bidimensional em tons de cinza, conhecida como imagem

Modo-B, obtida através da Plataforma Brasileira de Ultrassom com finalidade de pesquisa na área médica, formada de acordo com o esquema da Figura 3.3(a). (Fonte: MACHADO, 2017)... 32

Figura 3.4 - Esquemático para exemplificar as etapas de pós processamento

necessárias para a reconstrução de uma imagem em Modo-B convencional. (Fonte: Autora). ... 33

Figura 3.5 - Em (1-a) feixe sem focalização e deflexão; (2-a) feixe defletido; (3-a)

feixe focalizado; (4-a) feixe focalizado e defletido. Em (1-b) focalização na transmissão e em (2-b) na recepção. (Fonte: Adaptado de FISH, 1990; DANTAS, 2004). ... 34

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Figura 3.6 - Espectro do sinal de RF antes e após o filtro Gaussiano para imagem

em Modo-B (esquerda) e para imagem harmônica (direita). (Fonte: Autora). ... 35

Figura 3.7 - Sinal de RF, ou eco de ultrassom, em azul e, sobreposto, em vermelho,

a envoltória do sinal original obtida após a Transformada de Hilbert. (Fonte: Autora). ... 36

Figura 3.8 - Gráfico da curva de intensidade de entrada versus intensidade de saída

dos pixels em escala linear (sem etapa de compressão) e em escala logarítmica (com etapa de compressão). (Fonte: Autora). ... 37

Figura 3.9 - Imagens em Modo-B de um phantom de mama: (a) sem compressão

logarítmica e (b) com compressão logarítmica. (Fonte: Autora). ... 37

Figura 3.10 - Relação de dependência do speckle com a distância de separação

entre espalhadores: (a) espalhadores acústicos; (b) sinal de eco e seu envelope; (c) envelope do sinal mostrado em (b) apresentado em escala de cinza. (Fonte: Modificado de DANTAS, 2004). ... 39

Figura 3.11 - Ilustração da aquisição de três quadros com diferentes ângulos de

deflexão: incidência normal e com ângulo de deflexão 𝜃𝑚𝑖𝑛 e 𝜃𝑚𝑎𝑥. Fica claro que a região completamente composta terá melhor aprimoramento da imagem por ter informação dos alvos dos três quadros. (Fonte: Autora). ... 41

Figura 3.12 - Ilustração do fenômeno de propagação de uma onda sonora senoidal

longitudinal oscilante no tempo, provocando variações de densidade no meio e indicando que as partículas vibram para frente e para trás. (Fonte: Autora). ... 43

Figura 3.13 - Ilustração do fenômeno de propagação não linear e inserção de

componentes harmônicas no espectro do sinal de eco. (Fonte: Autora). ... 43

Figura 3.14 - Esquemático para exemplificar as etapas de pós processamento

necessárias para a reconstrução de uma imagem em Modo-B harmônica (THI). (Fonte: Autora). ... 44

Figura 3.15 - Esquemático para exemplificar as etapas necessárias para a

reconstrução de uma imagem em Modo-B harmônica por inversão de pulso PIHI. (Fonte: Autora). ... 45

Figura 3.16 - Ilustração da técnica de Imagem Harmônica por Inversão de Pulso

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somar os sinais de RF percebe-se que o sinal presente na frequência fundamental e harmônicas pares foi eliminado. (Fonte: Autora). ... 46

Figura 3.17 - Diagrama de blocos mostrando os sinais em um sistema de ultrassom

pulso eco. O sinal 𝑔(𝑡) é o pulso elétrico de excitação proveniente do circuito de transmissão. O sinal 𝑝(𝑡) é o sinal ultrassônico gerado pelo transdutor excitado pelo pulso 𝑔(𝑡). O sinal 𝑟(𝑡) é o sinal de RF na entrada do circuito de recepção que será processado. (Fonte: Autora). ... 47

Figura 4.1 - Ilustração esquemática das simulações realizadas. Em 4.1-1 tem-se

um phantom tridimensional em que não houve a distorção da grade computacional, sendo possível simulações apenas na frequência de 1,5 MHz. Em 4.1-2 é apresentado um phantom tridimensional com distorção na grade computacional para possibilitar as simulações nas frequências de 1,5 e 3,5 MHz. Por fim, em 4.1-3 o phantom simulado é bidimensional, análogo ao phantom multi-propósito da CIRS (CIRS Corp, Virginia, EUA), e também não apresenta distorção da grade computacional, essa simulação foi realizada apenas para a frequência de 3,5 MHz. Também são apresentadas algumas características do transdutor simulado e do pulso transmitido para cada simulação (Fonte: Autora). ... 53

Figura 4.2 - Exemplo de resposta impulsiva de um transdutor simulado. (Fonte:

Autora). ... 55

Figura 4.3 – Pulso (esquerda) e seu espectro (direita) transmitido por um transdutor

com frequência central de operação de 1,5 MHz, composto por uma senóide de 4-ciclos, convoluído com a resposta impulsiva do transdutor e modulado por envelope gaussiano, simulado em ambiente computacional sem distorção de grade. Este pulso foi utilizado para interação com o phantom tridimensional do K-Wave sem distorção da grade. (Fonte: Autora). ... 56

Figura 4.4 – Pulso (esquerda) e seu espectro (direita) transmitido por um transdutor

com frequência central de operação de 3,5 MHz, composto por uma senóide de 4-ciclos, convoluído com a resposta impulsiva do transdutor e modulado por envelope gaussiano, simulado em ambiente computacional com distorção de grade. Este pulso foi utilizado para interação com o phantom tridimensional do K-Wave com distorção da grade. (Fonte: Autora). ... 57

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Figura 4.5 – Mapa de espalhadores antes e após alteração da grade computacional.

(Fonte: Autora). ... 59

Figura 4.6 – Phantom tridimensional simulado com distorção na grade

computacional, com frequência máxima suportada de, aproximadamente, 9 MHz. (Fonte: Autora). ... 59

Figura 4.7 – Phantom bidimensional simulado sem distorção na grade

computacional e frequência máxima suportada de, aproximadamente, 15 MHz. (Fonte: CIRS Corp, Virginia, EUA). ... 60

Figura 4.8 – Imagem em Modo-B do phantom tridimensional do K-Wave sem

distorção da grade computacional, obtida com um ângulo de deflexão de 5º para um transdutor operando na frequência de 1,5 MHz antes da etapa de realinhamento. (Fonte: Autora). ... 63

Figura 4.9 – Imagem em Modo-B do phantom tridimensional do K-Wave sem

distorção da grade computacional, obtida com um ângulo de deflexão de 5º e frequência de 1,5 MHz após da etapa de realinhamento. O corte na imagem no lado direito inferior é devido ao realinhamento e, portanto, perda da informação naquela parte da imagem. (Fonte: Autora). ... 64

Figura 4.10 – Imagem em Modo-B para possibilitar a distinção entre as três esferas

e indicar as ROIs utilizadas para cálculo de SNRc e CNRc. (Fonte: Autora). ... 65

Figura 5.1 – Imagens reconstruídas: em Modo-B (esquerda) e imagem harmônica

tecidual (direita). (Fonte: Autora). ... 67

por inversão de pulso sem filtro passa-faixa centrado na frequência da primeira harmônica (direita). (Fonte: Autora). ... 68

por inversão de pulso com filtro passa-faixa centrado na frequência da primeira harmônica (direita). (Fonte: Autora). ... 69

Figura 5.4 – Imagens reconstruídas: imagem PIHI sem a etapa de remoção da

frequência fundamental (esquerda) e a imagem PIHI com filtro passa-faixa centrado na frequência da primeira harmônica (direita). (Fonte: Autora). ... 70

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Figura 5.5 – Imagens reconstruídas: em Modo-B (esquerda) e imagem por

composição de quadros em Modo-B com ∆θ=5° (direita). (Fonte: Autora). ... 71

composição de quadros harmônicos com ∆θ=5° (direita). (Fonte: Autora). ... 73

Figura 5.7 – Imagens reconstruídas: composição espacial de quadros em Modo-B

– CEI (esquerda) e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH (direita), ambas com ∆θ=5°. (Fonte: Autora). ... 74

composição de quadros em Modo-B com ∆θ=2,5° (direita). (Fonte: Autora). ... 75

composição de quadros harmônicos com ∆θ=2,5º (direita). (Fonte: Autora). ... 76

Figura 5.10 – Imagens reconstruídas: composição espacial de quadros em

Modo-B – CEI (esquerda) e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH (direita), ambas com ∆θ=2,5°. (Fonte: Autora). ... 78

tecidual (direita). As setas cor de rosa (inclinadas) mostram que, na região indicada, não se nota o artefato de sombra (shadowing) na imagem em Modo-B (esquerda) e que este ocorre na imagem THI (direita). As setas vermelhas (horizontais) estão indicando que a primeira esfera quase não aparece na imagem em Modo-B (esquerda) e que fica muito mais evidente na imagem THI (direita). (Fonte: Autora). ... 80

por inversão de pulso com filtro passa-faixa centrado na frequência da primeira harmônica (direita). As setas cor de rosa (horizontais) estão indicando que a primeira esfera quase não aparece na imagem em Modo-B (esquerda) e que fica muito mais evidente na imagem PIHI (direita). (Fonte: Autora). ... 82

composição de quadros em Modo-B com ∆θ=5° (direita). As setas cor de rosa (horizontais) estão indicando que a primeira esfera quase não aparece na imagem em Modo-B (esquerda) e que fica muito mais evidente na imagem CEI (direita). (Fonte: Autora). ... 83

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composição de quadros harmônicos com ∆θ=5° (direita). As setas cor de rosa (horizontais) estão indicando que a primeira esfera quase não aparece na imagem em Modo-B (esquerda) e que fica muito mais evidente na imagem CEIH (direita). (Fonte: Autora). ... 84

Modo-B – CEI (esquerda) e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH (direita), ambas com ∆θ=5°. (Fonte: Autora). ... 85

composição de quadros em Modo-B com ∆θ=2,5° (direita). As setas cor de rosa (horizontais) estão indicando que a primeira esfera quase não aparece na imagem em Modo-B (esquerda) e que fica muito mais evidente na imagem CEI (direita). (Fonte: Autora). ... 86

composição de quadros harmônicos com ∆θ=2,5° (direita). As setas cor de rosa (horizontais) estão indicando que a primeira esfera quase não aparece na imagem em Modo-B (esquerda) e que fica muito mais evidente na imagem CEIH (direita). (Fonte: Autora). ... 87

Modo-B – CEI (esquerda) e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH (direita), ambas com ∆θ=2,5°. (Fonte: Autora). ... 88

Modo-B – CEI com ∆θ=5° (esquerda) e composição espacial de quadros em Modo-Modo-B – CEI (direita), ambas com ∆θ=2,5°. (Fonte: Autora). ... 89

Figura 5.20 – Imagem reconstruída em Modo-B. Em destaque as regiões A, C e F

do phantom, respectivamente, retângulos em amarelo, branco e verde. (Fonte: Autora). ... 91

Figura 5.21 – Imagem reconstruída com a técnica de THI. Em destaque as regiões

A, C e F do phantom, respectivamente, retângulos em amarelo, branco e verde. (Fonte: Autora). ... 92

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Figura 5.22 – Imagem reconstruída com a técnica de PIHI. Em destaque as regiões

A, C e F do phantom, respectivamente, retângulos em amarelo, branco e verde. (Fonte: Autora). ... 93

Figura 5.23 – Imagem reconstruída com a técnica de composição espacial de

quadros em Modo-B com ∆θ=2,5°. Em destaque as regiões A, C e F do phantom, respectivamente, retângulos em amarelo, branco e verde. (Fonte: Autora). ... 94

Figura 5.24 – Imagem reconstruída com a técnica de composição espacial de

quadros harmônicos com ∆θ=2,5°. Em destaque as regiões A, C e F do phantom, respectivamente, retângulos em amarelo, branco e verde. (Fonte: Autora). ... 95

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LISTA DE TABELAS

Tabela 4.1 - Dimensões dos transdutores simulados. ... 55 Tabela 5.1 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e THI. ... 67 Tabela 5.2 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e PIHI. ... 68 Tabela 5.3 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e PIHI com filtro passa-faixa centrado na frequência da primeira harmônica... 69 Tabela 5.4 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em PIHI sem filtro passa-faixa e PIHI com filtro passa-faixa centrado na frequência da primeira harmônica. ... 70 Tabela 5.5 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEI em Modo-B com ∆θ=5°. ... 71 Tabela 5.6 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEIH com ∆θ=5°. ... 73 Tabela 5.7 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens obtidas por composição espacial de quadros em Modo-B – CEI e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH, para ∆θ=5°. ... 75 Tabela 5.8 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEI em Modo-B com ∆θ=2,5°. ... 76 Tabela 5.9 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEIH em Modo-B com ∆θ=2,5°. ... 77 Tabela 5.10 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens obtidas por composição espacial de quadros em Modo-B – CEI e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH, para ∆θ=2,5°. ... 78 Tabela 5.11 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e THI... 80

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Tabela 5.12 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e PIHI com filtro passa-faixa centrado na frequência da primeira harmônica. ... 82 Tabela 5.13 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEI em Modo-B com ∆θ=5°. ... 83 Tabela 5.14 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEIH em Modo-B com ∆θ=5°. ... 84 Tabela 5.15 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens obtidas por composição espacial de quadros em Modo-B – CEI e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH, para ∆θ=5°. ... 85 Tabela 5.16 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEI em Modo-B com ∆θ=2,5°. ... 87 Tabela 5.17 - Valores obtidos para a análise de SNR, SNRc e CNRc referentes às imagens em Modo-B e CEIH em Modo-B com ∆θ=2,5°. ... 88 Tabela 5.18 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens obtidas por composição espacial de quadros em Modo-B – CEI e composição espacial de quadros harmônicos – CEIH, para ∆θ=2,5°. ... 89 Tabela 5.19 - Valores obtidos para a análise de SNRc e CNRc referentes às imagens obtidas por composição espacial de quadros em Modo-B – CEI com ∆θ=5° (esquerda) e composição espacial de quadros em Modo-B – CEI (direita) com ∆θ=2,5°. ... 90

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SUMÁRIO

1 INTRODUÇÃO ... 20

1.1 ESTRUTURA DO TRABALHO ... 23

2 OBJETIVOS ... 25

3 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA ... 26

3.1 INTRODUÇÃO E ASPECTOS BÁSICOS DA FÍSICA DO ULTRASSOM ... 26

3.2 SISTEMA DE EXCITAÇÃO CONVENCIONAL E FORMAÇÃO DE IMAGENS DE ULTRASSOM EM MODO BRILHO ... 29

3.3 SPECKLE EM SINAS ULTRASSÔNICOS... 38

3.4 TÉCNICA DE COMPOSIÇÃO ESPACIAL DE IMAGENS ... 40

3.5 TÉCNICAS DE IMAGENS HARMÔNICAS ... 42

3.6 SIMULAÇÃO COMPUTACIONAL DE SISTEMAS ULTRASSÔNICOS ... 46

3.6.1 Modelamento de espalhadores (interfaces acústicas) e do retroespalhamento acústico do Sinal de RF (eco) ... 46

3.7 MÉTRICAS DE AVALIAÇÃO ... 48

3.7.1 Relação sinal-ruído (SNR) ... 48

3.7.2 Relação Contraste-Ruído (CNR) ... 49

4 MATERIAIS E MÉTODOS ... 51

4.1 PULSO ULTRASSÔNICO SIMULADO ... 54

4.1.1 Transdutor – Pulso convencional gaussiano (resposta impulsiva) ... 54

4.2 PHANTOMS COMPUTACIONAIS... 57

4.2.1 Phantom K-Wave tridimensional com distorção na grade computacional ... 58

4.2.2 Phantom CIRS040 ... 59

4.3 METODOLOGIA PARA RECONSTRUÇÃO DE IMAGENS HARMÔNICAS ... 61

4.4 METODOLOGIA PARA RECONSTRUÇÃO DE IMAGENS POR COMPOSIÇÃO ESPACIAL ... 62

4.5 AVALIAÇÃO COMPARATIVA DAS IMAGENS COM AS MÉTRICAS RELAÇÃO SINAL-RUÍDO COMPOSTO (SNRC) E CONTRASTE-RUÍDO COMPOSTO (CNRC) ... 64

5 RESULTADOS E DISCUSSÕES ... 66

5.1 RESULTADOS EDISCUSSÃO DA SIMULAÇÃO TRIDIMENSIONAL COM DISTORÇÃO DA GRADE COMPUTACIONAL EMPREGANDO PHANTOM DO K-WAVE ... 66

5.1.1 Simulação com transdutor operando na frequência central de 1,5 MHz ... 66

5.1.2 Simulação com transdutor operando na frequência central de 3,5 MHz ... 79

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6 CONCLUSÃO ... 98

6.1 TRABALHOSFUTUROS ... 99

REFERÊNCIAS ... 100

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1 INTRODUÇÃO

Existem diversas modalidades de diagnóstico médico por imagens, como por exemplo, ultrassom, raios-x, tomografia computadorizada, ressonância nuclear magnética, endoscopia, medicina nuclear, impedância elétrica, entre outras. De acordo com as necessidades e condições do paciente, o médico define a modalidade de imagem a ser utilizada para auxiliar no diagnóstico, pois cada método apresenta características particulares que justificam a sua utilização em casos específicos.

O ultrassom começou a ser utilizado como modalidade clínica na metade de 1950 com o uso da varredura em Modo-A, e, nas décadas de 60 e 70, devido ao advento de Conversores Analógicos Digitais (ADC, do inglês – Analog-Digital

Conversor), microprocessadores, memórias RAMs (Random Access Memories) e

EPROMs (Eletronic Programmable Read-Only Memories), a instrumentação dos equipamentos de ultrassom mudou drasticamente, tornando possível imagens bidimensionais no Modo-B, em escalas de cinza, primeiramente estáticas e, posteriormente, em "tempo real" (WEBB, 2012; AZHARI, 2010; SZABO, 2004; COBBOLD, 2007; KLEIN, 1948).

A modalidade de imagem por ultrassom é uma das mais difundidas em várias aplicações e exames clínicos na área médica e existem muitos motivos pelos quais o exame de ultrassom é uma opção muito utilizada como ferramenta de diagnóstico por imagem. Dentre estes, pode-se citar, principalmente, o fato de ser uma técnica segura (quando são atendidos os requisitos das normas técnicas), minimamente invasiva, de fácil utilização e que possibilita a obtenção de imagens em “tempo real” (apesar de ser uma imagem reconstruída e não instantânea, este processo pode ser feito de maneira rápida o suficiente para que seja considerada uma imagem em tempo real desde que apresente uma taxa de pelo menos 30 quadros por segundo), são equipamentos de baixo custo quando comparados aos de outras modalidades de imagem e, ainda, uma outra grande vantagem é de não utilizar radiação ionizante (AZHARI, 2010; COBBOLD, 2007; SZABO, 2004; WEBB, 2012; YORK & KIM, 1999; KWAN, 2002; O’BRIEN, 1998).

(21)

Outros avanços da instrumentação eletrônica como, por exemplo, transdutores multi-elementos cada vez menores, utilização de eletrônica digital e microprocessadores cada vez mais rápidos, além da utilização de técnicas de processamento digital de sinais e de imagens, têm permitido enorme progresso na qualidade das imagens para diagnóstico médico obtidas por meio de técnicas de ultrassom (SZABO, 2004; KLEIN, 1948).

Entretanto, uma das principais características desta modalidade é o compromisso existente entre profundidade de penetração e resolução espacial. A intensidade da radiação ultrassônica sofre atenuação à medida que se propaga através do meio biológico, e esta atenuação é fortemente dependente da frequência, o que impõe limitações na capacidade de penetração com o aumento da frequência. Entretanto, quanto maior a frequência do ultrassom, maior é a resolução da imagem reconstruída (imagem em pulso-eco). Devido à esta relação entre frequência, atenuação e resolução, dependendo da aplicação desejada e dimensões de estruturas que se deseja visualizar, existe a necessidade de maior profundidade de penetração no tecido e, portanto, a diminuição da frequência de operação, com consequente diminuição da resolução da imagem.

Geralmente, as informações sobre o meio de propagação são obtidas partindo do pressuposto de que a propagação da onda ultrassônica ocorre de forma linear, sem a introdução de componentes harmônicas; entretanto, existe o fenômeno da propagação não linear em que a onda emitida pelo transdutor sofre distorções à medida que se propaga em diferentes tecidos. No caso do ultrassom médico, é possível usufruir-se deste fenômeno para a formação de imagens, especialmente quando é imprescindível contornar os obstáculos referentes ao compromisso frequência/resolução.

A técnica de formação de imagem harmônica consiste basicamente em utilizar um transdutor que opera em uma determinada frequência (fundamental, por exemplo, transdutor com frequência central de 3,5 MHz), gerando pulsos centrados nesta frequência e, devido à propagação não linear, há o surgimento de componentes harmônicos. Desta forma, a imagem é formada com base na primeira

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harmônica dos ecos ultrassônicos (de acordo com o nosso exemplo, 7 MHz) (WEBB, 2012; SZABO, 2004; COBBOLD, 2007; AZHARI, 2010).

Outra técnica, denominada composição espacial de imagens, utiliza-se da característica estocástica do speckle para reduzir o efeito granuloso das imagens de ultrassom, o que permite melhorar a relação sinal-ruído (SNR, do inglês –

Signal-to-Noise Ratio) da imagem, que é um dos fatores mais importantes para se

conseguir melhorar a qualidade de imagens ultrassônicas. A grande desvantagem desta técnica é a redução do número de quadros por segundo e também os desafios de sua aplicação clínica (BURCKHARDT, 1978; JESPERSEN, 1998; YORK & KIM, 1999).

O estudo da aplicabilidade das técnicas citadas está presente em muitas aplicações, que incluem, por exemplo, um possível aumento da resolução axial, SNR e relação contraste-ruído (CNR, do inglês – Contrast-to-Noise Ratio) e profundidade de penetração em avaliações clínicas.

É importante ressaltar que a comunidade cientifica e da indústria de ultrassom utiliza a nomenclatura “sinais de RF” (RF – Radio Frequency) para tratar de sinais de dados não processados (ultrasound raw data), mas trata-se de uma onda mecânica. Essa nomenclatura também é usada para sinais de radiofrequências (sinais que contém informações na faixa de frequência para comunicações de rádio, mas que são radiações eletromagnéticas). Entretanto, é importante fazer a distinção destes sinais de RF (radiações eletromagnéticas e mecânicas), e evidenciar que o que existe de comum para ambos é apenas a faixa de frequência que compõe o espectro destes sinais.

Neste trabalho, são empregados termos como: “sinais de RF”, “ecos de ultrassom” e algumas outras variações, que se referem ao mesmo tipo de sinal (onda mecânica).

Um grupo de pesquisadores de várias universidades (UNICAMP, USP, UFSCar, UTFPR e UFRJ) e de institutos de pesquisa brasileiros (INCOR/SP/FMUSP e Instituto de Pesquisas Eldorado – IPE), liderados pelos pesquisadores do Centro de Engenharia Biomédica – CEB e do DEB/FEEC da UNICAMP) está desenvolvendo uma Plataforma Tecnológica de Ultrassom, que

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contará com a possibilidade de gerar imagens em Modo-B, Doppler colorido e de potência além de trabalhar com os sinais de RF, sem processamento prévio usado geralmente naquelas modalidades de imagem. O presente trabalho visa criar os modelos para geração das modalidades de imagem conhecidas por Imagem Composta, Imagem Harmônica Tecidual e Imagem Harmônica por Inversão de Pulso. Os modelos poderão ser implementados em FPGAs, DSPs ou GPU, dependendo da disponibilidade desses dispositivos na Plataforma construída.

1.1 ESTRUTURA DO TRABALHO

No Capítulo 3 apresenta-se uma revisão bibliográfica dos fundamentos envolvidos na propagação linear da onda ultrassônica no meio biológico, os princípios básicos de geração de componentes harmônicas nos ecos de ultrassom (propagação não-linear), e princípios básicos para a reconstrução de imagem em Modo-B. Na sequência, apresenta-se brevemente alguns artefatos das imagens de ultrassom e uma revisão sobre as técnicas propostas para a redução desses artefatos. Por fim, são abordadas de forma sucinta as métricas utilizadas para análise quantitativa das imagens de ultrassom.

No Capítulo 4 é descrita a metodologia abordada no desenvolvimento do trabalho, juntamente com as métricas adotadas para avaliação, e as principais considerações e critérios adotados para análise dos resultados.

No Capítulo 5, por sua vez, são exibidos os resultados obtidos a partir das simulações computacionais e são discutidos os principais pontos que devem ser considerados ao se empregar técnicas para aumentar a resolução e/ou reduzir artefatos em imagens de ultrassom. Em adição, apresentam-se também as comparações entre os valores de SNRC (relação sinal-ruído composta) e CNRC (relação contraste-ruído composta) nas imagens reconstruídas, tanto nas imagens após aplicar as técnicas quanto para a imagem em Modo-B convencional. Em seguida são comentadas as vantagens e as desvantagens das técnicas utilizadas bem como as dificuldades e limitações do ambiente de simulação.

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No Capítulo 6, por fim, são apresentadas as principais conclusões obtidas a partir dos estudos desenvolvidos neste trabalho e propostas para trabalhos futuros.

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2 OBJETIVOS

A proposta geral deste trabalho é a simulação computacional e a comparação das técnicas de processamento de imagens de ultrassom: Imagem Harmônica Tecidual (THI), Imagem Harmônica por Inversão de Pulso (PIHI), Composição Espacial de Imagens de Modo-B (CEI) e Composição Espacial de Imagens Harmônicas (CEIH) com a imagem reconstruída apenas em Modo-B.

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3 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA

3.1 INTRODUÇÃO E ASPECTOS BÁSICOS DA FÍSICA DO ULTRASSOM

Ondas acústicas são fenômenos físicos, regidos pelas mesmas leis físicas da óptica, como por exemplo: transmissão, reflexão, refração, difração, absorção, atenuação, entre outros. Estas ondas surgem devido à movimentação das moléculas em torno de sua posição de equilíbrio, em uma determinada frequência, e deformam o meio no qual se propagam (este meio pode ser sólido, líquido ou gasoso). Portanto, são ondas mecânicas que necessitam de um meio elástico para se propagar, e que transferem energia de um ponto a outro, mas não transportam matéria. Dessa forma, não é possível a propagação destas ondas no vácuo, pois não há moléculas disponíveis para a transferência de energia cinética (KINSLER et

al., 2000).

O sistema auditivo humano é capaz de detectar sons com frequências entre 20 Hz a 20 kHz. Assim, utilizando-se desta faixa de frequências como referência, estabeleceu-se como infrassom as ondas mecânicas com frequência abaixo de 20 Hz e ultrassom as ondas acústicas com frequência acima de 20 kHz (CHRISTENSEN, 1988).

Neste trabalho, o foco do estudo são ondas ultrassônicas, pois constituem o espectro de frequências no qual está inserido o sinal que é empregado para obtenção de imagens de diagnóstico médico, que abrange a faixa de 1 MHz a 100 MHz. Entretanto, a grande maioria dos equipamentos médicos de ultrassom opera na faixa de 1 a 20 MHz. E ainda, para as principais aplicações de diagnóstico médico por imagem de ultrassom (abdome, obstetrícia, ginecologia e ecocardiografia), a faixa de frequências dos pulsos transmitidos situa-se geralmente entre 2,5 e 7,5 MHz. A escolha da frequência de operação do equipamento surge da necessidade de combinar a resolução com a capacidade de penetração adequados, fatores que estão relacionados ao comprimento de onda (𝜆) e frequência do sinal (𝑓) (O'BRIEN, 2007; COBBOLD, 2007; SZABO, 2004; WEBB, 2012; LOCKWOOD et al, 1996).

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Ao se propagar no corpo, a onda ultrassônica incide sobre estruturas com diferentes densidades (devido aos diferentes tecidos que compõem o corpo humano). Os parâmetros de propagação como comprimento de onda 𝜆, velocidade de propagação do som no meio 𝑐 e frequência 𝑓, além do período de vibração 𝑇_𝑉, estão relacionados através da Equação 3.1 (KINSLER et al., 2000).

𝑐 𝜆 =

1

𝑇_𝑉 = 𝑓 (3.1)

Um dos sistemas mais difundidos que é empregado na geração e captação de sinais para formação de imagens médicas por ultrassom é conhecido como pulso-eco (Figura 3.1). Quando o equipamento opera no modo pulso-eco, tanto a onda incidente é gerada quanto os ecos são captados por um mesmo transdutor, responsável pela conversão eletromecânica da energia.

Figura 3.1 – Diagrama esquemático da relação entre a reflexibilidade e a imagem em Modo-B. A amplitude dos ecos captados está relacionada com o brilho na imagem reconstruída e mostrada em escala de cinza (Modo-B). (Fonte: Autora).

Considerando que a velocidade do som (𝑐) em tecidos moles é constante e de aproximadamente 1540 𝑚/𝑠 , para uma temperatura fixa, e, sabendo-se os instantes em que o pulso é transmitido e detectado, respectivamente 𝑡1 e 𝑡2, é

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possível estimar a distância (𝑑), entre a superfície do transdutor até o objeto refletor, de acordo com a Equação 3.2. Isso significa que, o tempo de voo de um pulso (tempo do percurso a partir da face do transdutor até o objeto refletor e de volta ao transdutor) pode ser usado para determinar a localização desses refletores no meio (FISH, 1990).

𝑑

2 = 𝑐. Δ𝑡 = 𝑐. (𝑡2− 𝑡1) (3.2)

Ao se propagar em um determinado meio, parte da energia das ondas acústicas é absorvida por este, o que leva a uma redução da amplitude do pulso com a distância, com um decaimento tipicamente exponencial. Além desse fenômeno, verifica-se que há perdas por espalhamento da onda (tanto transmitida quanto refletida). A atenuação total é também dependente da frequência do ultrassom (COBBOLD, 2007, AZHARI, 2010). Esse comportamento pode ser aproximado matematicamente pela Equação 3.3.

𝑝(𝑥) = 𝑝0. 𝑒𝑥𝑝−𝛼𝑥 (3.3)

na qual, 𝑝0representa a pressão acústica do pulso na face do transdutor, 𝛼 representa o coeficiente de atenuação do meio e 𝑥 a distância percorrida pela onda ultrassônica transmitida.

Considerando um tecido biológico como meio de propagação, a relação entre o coeficiente de atenuação, 𝛼, e frequência do transdutor, 𝑓, pode ser descrita pela Equação 3.4.

𝛼(𝑓) = 𝛼. 𝑓𝑏 _(3.4)

na qual 𝛼 e 𝑏 são constantes empíricas cujos valores diferem de um tipo de tecido para outro. Para fins de simplificação, pode-se assumir 𝑏 ≈ 1, o que torna a relação entre 𝛼 e 𝑓 linear. Sendo assim, a Equação 3.3 pode ser simplificada pela Equação 3.5.

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𝛼(𝑓) = 𝛼. 𝑓 (3.5) Substituindo-se a Equação 3.5 na Equação 3.3, obtém-se a Equação 3.6.

𝑝(𝑥) = 𝑝₀. 𝑒𝑥𝑝−𝛼𝑓𝑥 (3.6)

Esta equação mostra que, em sistemas ultrassônicos, o nível de atenuação depende da frequência central de operação do transdutor. Assim, quanto maior a frequência do pulso transmitido, maior será o efeito da atenuação e, portanto, maior a degradação que o sinal transmitido sofrerá no meio (é válido ressaltar que, para o caso de sistemas pulso-eco, os ecos que retornam para o transdutor também sofrem atenuação neste percurso), sendo essa uma limitação inerente ao desenvolvimento de tecnologias por ultrassom (KINSLER et al., 2000). Existem dados sobre a atenuação do ultrassom em diferentes tecidos (ENDERLE et al., 2000).

3.2 SISTEMA DE EXCITAÇÃO CONVENCIONAL E FORMAÇÃO DE IMAGENS DE ULTRASSOM EM MODO BRILHO

Os sistemas de imagem de ultrassom apresentam algumas formas de visualização da informação referente à interação desta radiação com o tecido, como por exemplo, os Modos-A, B, M e Doppler.

De acordo com a Figura 3.1, um pulso elétrico excita um transdutor (geralmente uma cerâmica piezelétrica), fazendo esse cristal vibrar, e por sua vez, essa vibração é transmitida para as partículas do meio. Ao interagir com o meio, o pulso perde parte de sua energia na propagação (sofre atenuação) e também pode sofrer reflexão, refração, difração, entre outros fenômenos físicos (CHRISTENSEN, 1988; WEBB, 2012).

Desse modo, quando o feixe de ultrassom que se propaga através de um meio 1 encontra uma interface entre o meio de origem e um meio 2, e estes meios apresentam diferentes impedâncias acústicas, uma parte da onda é refletida e a outra parte é transmitida para o meio 2. Da mesma forma, a onda que se propaga

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através do meio 2, ao encontrar outra interface, será parcialmente refletida e parcialmente transmitida, e esse processo se repete até o momento em que o pulso perde toda sua energia e nenhum eco é detectado.

Pode-se calcular os coeficientes de reflexão, 𝑅 , e transmissão, 𝑇 , da intensidade para o caso de incidência normal sobre uma superfície plana, a partir das equações 3.7 e 3.8, em que 𝑍₁ e 𝑍₂ são, respectivamente, as impedâncias acústicas dos meios 1 e 2 (ANDERSON, 2000; KINSLER et al., 2000).

𝑅 = (𝑍1− 𝑍2) (𝑍1+ 𝑍2)2

(3.7)

𝑇 = 1 − 𝑅 (3.8)

O que, de fato, provoca a reflexão da onda é a diferença entre as impedâncias de dois meios que constituem uma interface. A impedância acústica 𝑍 pode ser calculada de acordo com a equação 3.9, em que 𝜌 é a densidade do meio e 𝑐 é a velocidade de propagação do ultrassom no meio (KINSLER et al., 2000).

𝑍 = 𝜌. 𝑐 (3.9)

As ondas refletidas, ou ecos, são captadas pelo transdutor, convertidas em sinais elétricos e, posteriormente, estes sinais são amplificados e passam por estágios de processamento de sinais, para determinação de suas envoltórias (ou envelopes), podendo ser representados, como a amplitude do eco em função da profundidade (Figura 3.2), conhecida como inspeção por Modo-A ou também por linha-A ou scanline. Ou seja, o modo amplitude, ou Modo-A, fornece informação diagnóstica sobre a localização (ou profundidade) das estruturas anatômicas do meio biológico de interesse. Essa modalidade é muito pouco utilizada em exames clínicos, restringindo-se, praticamente, ao campo da oftalmologia (COIADO, 2008).

(31)

Figura 3.2 - Ilustração de sinais em Modo-A (amplitude). O sinal ultrassônico (1 – eco de RF) é amplificado (2) com ganho variável em função do tempo (profundidade), filtrado (3), e seu envelope (4) é calculado, mostrando a localização de possíveis interfaces no caminho do pulso transmitido. Por fim, se uma llinha-A (ou scanline) for utilizada para gerar uma imagem, sofrerá compressão logarítmica (5). (Fonte: Autora).

A modalidade de imagem mais difundida nos equipamentos de ultrassom é a imagem em Modo-B ou modo brilho, em que é possível a obtenção de imagem ultrassônica bidimensional através de uma seção transversal do tecido, e sua formação se dá, de maneira resumida, pela combinação de um conjunto de linhas-A, mostrado pela Figura 3.3(a), produzindo, após outras etapas de processamento de sinais, uma imagem em tons de cinza em Modo-B em que o brilho será proporcional a amplitude do eco (Figura 3.3(b)).

O Modo-B também pode ser usado para estudar estruturas móveis porque imagens completas podem ser adquiridas de forma rápida o suficiente para processá-las e mostrá-las em "tempo real" (CHRISTENSEN, 1988; WEBB, 2012).

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Figura 3.3(a) - Ilustração esquemática simplificada do mecanismo de obtenção de imagens em

Modo-B, obtida durante o desenvolvimento da Plataforma Brasileira de Ultrassom: (a) sinal de RF ultrassônico em linha-A (ou scanline); (b) sistema de aquisição de múltiplas A (varredura) no tempo; (c) conjunto de linhas-A (sinal composto) formando a matriz de sinais de RF; (d) estágio complementar de processamento de sinais (detecção de envelope, compressão logarítmica, entre outras) que dá origem as imagens Modo-B, mostrada na Figura 3.3(b). (Fonte: MACHADO, 2017).

Figura 3.4(b) - Imagem bidimensional em tons de cinza, conhecida como imagem Modo-B, obtida

através da Plataforma Brasileira de Ultrassom com finalidade de pesquisa na área médica, formada de acordo com o esquema da Figura 3.3(a). (Fonte: MACHADO, 2017).

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Pode-se dizer que, após um conjunto de linhas-A serem adquiridas e processadas, ao realizar mais algumas etapas de processamento destes sinais, é possível a reconstrução da imagem em Modo-B. Mostra-se um diagrama esquemático funcional para obtenção de imagem em Modo-B na Figura 3.4. Pode-se verificar algumas das etapas necessárias para a reconstrução da imagem em Modo-B, como a captação dos ecos, etapas de beamforming, controle do ganho em função do tempo ou profundidade (TGC), filtro passa-faixa, detecção de envoltória e compressão logarítmica (FISH, 1990; SZABO, 2004; COBBOLD, 2007; AZHARI, 2010). As etapas de processamento são descritas a seguir.

Figura 3.5 - Esquemático para exemplificar as etapas de pós processamento necessárias para a

reconstrução de uma imagem em Modo-B convencional. (Fonte: Autora).

No caso de implementação de técnicas de redução de artefatos ou de melhora de resolução, como composição espacial e imagem harmônica, algumas etapas adicionais à formação de imagens em Modo-B convencional devem ser implementadas, o que será abordado, respectivamente, nas seções 3.4 e 3.5.

A etapa de beamforming, de maneira geral, consiste numa soma coerente dos ecos que se originaram em uma determinada região e foram captados por diversos elementos piezoelétricos. Para realizar o beamforming pode-se utilizar técnicas de focalização e deflexão na transmissão do feixe de ultrassom e na recepção dos ecos. Na transmissão isto é feito através da inserção de atrasos na excitação de cada elemento, ou grupo de elementos, e na recepção consiste no controle eletrônico do feixe de ultrassom através da introdução de atrasos incrementais para os registradores de tensão de cada elemento, ou grupo de

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elementos, do transdutor. O comprimento focal efetivo e a abertura do transdutor também podem ser alterados dinamicamente enquanto os sinais de eco são adquiridos variando o número de elementos que são excitados simultaneamente (abertura do transdutor) (ANDERSON, 2000; JINBO, 2007; KREMKAU, 2006). Pode-se visualizar na Figura 3.5-a uma ilustração da focalização e deflexão de um feixe de ultrassom e na Figura 3.5-b a etapa de beamforming sendo realizada na transmissão e na recepção do feixe.

Figura 3.6 - Em (1-a) feixe sem focalização e deflexão; (2-a) feixe defletido; (3-a) feixe focalizado;

(4-a) feixe focalizado e defletido. Em (1-b) focalização na transmissão e em (2-b) na recepção. (Fonte: Adaptado de FISH, 1990; DANTAS, 2004).

Como dito anteriormente, a onda acústica sofrerá atenuação. Isso implica no fato de que as tensões correspondentes aos ecos oriundos de refletores próximos ao transdutor têm maiores magnitudes enquanto que tensões referentes aos ecos de refletores localizados em regiões mais profundas do corpo tem menor magnitude (efeito da atenuação do ultrassom no meio). Este é um motivo pelo qual utiliza-se uma etapa de compensação do ganho em função do tempo, ou TGC (do inglês,

Time Gain Compensation), um processo no qual, como diz o nome, o fator de

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Amplifica-se o sinal de tensão correspondente a ecos oriundos de estruturas próximas do transdutor por um fator menor do que os ecos originados em grandes profundidades, e o efeito resultante é a compressão da faixa dinâmica dos ecos (WEBB, 2012).

Há, também, uma etapa de filtragem que tem como objetivo reduzir o ruído de frequências fora da frequência de interesse e também permite selecionar se a imagem será feita com o sinal presente na frequência fundamental (imagem Modo-B) ou com o sinal presente em uma frequência harmônica (imagem harmônica). Essa seleção geralmente é baseada na profundidade das estruturas que se deseja visualizar, e pode ser feita por um operador ou automaticamente (FERNANDES et

al., 2014; FERNANDES et al., 2015). Pode-se visualizar o espectro do sinal de RF

referente ao antes e depois da etapa de filtragem do sinal para uma imagem em Modo-B e harmônica na Figura 3.6.

Figura 3.7 - Espectro do sinal de RF antes e após o filtro Gaussiano para imagem em Modo-B

(esquerda) e para imagem harmônica (direita). (Fonte: Autora).

São necessários valores absolutos para mapear os valores de intensidade mostrados na forma de tons de cinza em uma imagem de ultrassom reconstruída. Sabendo-se disso, é necessário a obtenção da envoltória do sinal de RF. Para tal, primeiramente obtém-se um sinal complexo, que também pode ser chamado de sinal analítico. Este sinal pode ser obtido através da Transformada de Hilbert ou da demodulação em quadratura dos ecos de ultrassom. Em seguida, despreza-se a fase do sinal e utiliza-se apenas a sua magnitude, chamada de envoltória do sinal

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original (FERNANDES et al., 2014; FERNANDES et al., 2015). Pode-se verificar na Figura 3.7 o sinal de RF e a sua envoltória.

Figura 3.8 - Sinal de RF, ou eco de ultrassom, em azul e, sobreposto, em vermelho, a envoltória do

sinal original obtida após a Transformada de Hilbert. (Fonte: Autora).

A faixa dinâmica real do sinal recebido depende da resolução do ADC, da faixa de valores do TGC e da profundidade de penetração na estrutura. Mas, em geral, há uma diferença muito grande entre os valores máximo e mínimo dos dados. Para alcançar a faixa dinâmica desejada para exibição e para aumentar a faixa dinâmica dos ecos de baixa intensidade e reduzir a faixa dinâmica dos ecos de alta intensidade (Figura 3.8), implementa-se uma etapa de compressão logarítmica (FERNANDES et al., 2014; FERNANDES et al., 2015).

A Equação 3.10 governa a transformação logarítmica necessária para equalizar as amplitudes a serem mostrados em escala de cinza (compressão logarítmica). Nesta equação, 𝑠 representa a amplitude do sinal após a compressão logarítmica (amplitude do sinal de saída), 𝑟 representa a amplitude do sinal antes da compressão (amplitude do sinal de entrada) e 𝑖 é o fator de compressão.

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Figura 3.9 - Gráfico da curva de intensidade de entrada versus intensidade de saída dos pixels em

escala linear (sem etapa de compressão) e em escala logarítmica (com etapa de compressão). (Fonte: Autora).

Na Figura 3.9-a é possível ver uma imagem reconstruída sem a etapa de compressão logarítmica e em 3.9-b após a etapa de compressão logarítmica. Para tanto, foi utilizado i igual a 1, na Equação 3.10. Pode-se visualizar muito mais estruturas e detalhes em 3.9-b.

Figura 3.10 - Imagens em Modo-B de um phantom de mama: (a) sem compressão logarítmica e (b)

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3.3 SPECKLE EM SINAS ULTRASSÔNICOS

As imagens de ultrassom, muitas vezes apresentam características espaciais que não representam acuradamente a estrutura física do tecido. Isso ocorre devido a artefatos que podem originar de muitas fontes e que devem ser identificados para evitar interpretação incorreta da imagem fornecendo, assim, informação diagnóstica útil.

Pode-se citar alguns exemplos de artefatos de imagem de ultrassom, tais como: reverberação, shadowing ou sombra acústica, enhancement ou realce acústico e refração (WEBB, 2012). Entretanto, o artefato mais estudado quanto à formação de imagens ultrassônicas é denominado speckle acústico.

O speckle é um artefato que não pode ser evitado, uma vez que é um aspecto inerente à formação de imagens por sistemas que fazem uso de fontes coerentes (como o ultrassom). Este artefato tem origem devido à interferência coerente entre ondas acústicas, que está relacionada com a distância e fase entre espalhadores que o sistema é capaz de resolver (DANTAS et al., 2005; ANDERSON, 2000; YORK & KIM, 1999; ABBOT & THURSTONE, 1979; MATEO & CABALLERO, 2009).

Na Figura 3.10(a) é mostrado um conjunto de espalhadores que representam interfaces acústicas, de mesma amplitude e fase iguais a zero, distribuídos por toda a estrutura com diferentes distribuições espaciais. Na profundidade de 10 mm encontra-se um único espalhador e, a partir da profundidade de 20 mm, pares de espalhadores foram posicionados com uma distância entre eles de 3,0 mm, 0,5 mm, 4,0 mm, 1,0 mm e 2,0 mm, respectivamente.

Na Figura 3.10(b) é representado o sinal de eco captado pelo transdutor na recepção, proveniente da interação do pulso ultrassônico com os espalhadores. Como pode ser observado, o espalhador que se encontra posicionado a 10 mm da face do transdutor encontra-se isolado dos demais e, portanto, sua reflexão é detectada sozinha e sem interferências.

Entretanto, em situações nas quais a distância entre os espalhadores seja menor do que a metade do comprimento de onda (ou do comprimento do pulso emitido), é dito que o sistema não consegue resolver a estrutura, e uma interferência

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construtiva ou destrutiva pode acontecer em virtude da sobreposição das reflexões. O par de espalhadores localizados nas posições 50 e 51 mm estão bem próximos um do outro e, como pode ser observado, há a detecção de apenas um único sinal de grande amplitude, como mostrado na Figura 3.10(b). Uma vez que os sinais detectados estavam em fase, houve uma interferência do tipo construtiva.

Diferentemente, o oposto acontece com o par de espalhadores que se encontram nas posições 30 e 30,5 mm. Embora possam ter sido detectados de forma distinta (o que é algo desejável), os mesmos apresentam sinais cuja posição de pico detectada (Figura 3.10(b)) não corresponde exatamente à posição original dos espalhadores (Figura 3.10(a)), revelando que os sinais refletidos estavam fora de fase, causando redução da amplitude resultante do envelope do sinal (Figura 3.10(c)).

Figura 3.11 - Relação de dependência do speckle com a distância de separação entre espalhadores:

(a) espalhadores acústicos; (b) sinal de eco e seu envelope; (c) envelope do sinal mostrado em (b) apresentado em escala de cinza. (Fonte: Modificado de DANTAS, 2004).

A capacidade de resolução destes espalhadores possui uma relação intrínseca entre o comprimento do pulso (frequência e número de ciclos que compõe um pulso) em relação à distância entre os espalhadores.

Imagens em Modo-B com speckle têm uma degradação da resolução espacial, tendo aspecto granuloso mesmo em regiões de um mesmo material,

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redução da resolução de contraste e da definição de bordas, o que dificulta a detecção e identificação de estruturas de interesse (ASHFAQ et al., 2005; BURCKHARDT, 1978; WELLS, 1981; WENG et al., 1991).

Sabe-se que o artefato de speckle apresenta-se em imagens por ultrassom como um padrão determinístico combinado com ruído estatístico. A natureza determinística do speckle é oriunda das interferências construtivas ou destrutivas entre ondas refletidas de alvos em um dado meio e depende basicamente do comprimento de onda e da velocidade do som nesse meio. Portanto, o padrão de

speckle pode ser repetido quando um objeto é escaneado repetidamente sob

mesmas condições de abertura, comprimento do pulso, ângulo de deflexão e etc. (BURCKHARDT, 1978).

É importante ressaltar que o padrão determinístico de speckle pode ser melhor aproveitado e estudado especialmente em sistemas simulados, porque para casos reais envolvendo organismos vivos, devido a outros fatores como a presença de líquidos fluindo, movimentos involuntários dos músculos e até mesmo outros artefatos, e isso impedirá a repetição do mesmo padrão de eco (YORK & KIM, 1999).

3.4 TÉCNICA DE COMPOSIÇÃO ESPACIAL DE IMAGENS

Composição espacial de imagem é uma técnica de redução de artefatos aplicada a imagens de ultrassom. Consiste em adquirir múltiplas imagens (ou quadros) em Modo-B coplanares, em que cada imagem é adquirida com feixes paralelos defletidos em diferentes direções (imagem obtida com transdutor linear). Com a varredura em diferentes ângulos de deflexão ocorre a mudança dos efeitos cumulativos dos ecos dos espalhadores, mas o sinal correlacionado de eco das interfaces anatômicas será aprimorado (KRAUS & GOEBBELS, 1980; BURCKHARDT, 1978; ABBOT & THURSTONE, 1979; FORESBERG, 2004; ANDERSON, 2000; ORTIZ et al., 2012, FORESBERG, 2004, JESPERSEN et al., 1998).

(41)

Após a aquisição de uma determinada quantidade de quadros, uma única imagem é composta a partir destes. Dessa forma, fica evidente que a grande desvantagem dessa técnica é a redução da taxa de quadros por segundo.

Pode-se visualizar, na Figura 3.11, que as estruturas são examinadas mais do que uma vez pelo feixe de ultrassom (em diferentes direções).

Figura 3.12 - Ilustração da aquisição de três quadros com diferentes ângulos de deflexão: incidência

normal e com ângulo de deflexão 𝜃𝑚𝑖𝑛 e 𝜃𝑚𝑎𝑥. Fica claro que a região completamente composta terá melhor aprimoramento da imagem por ter informação dos alvos dos três quadros. (Fonte: Autora).

Como mencionado, combina-se esses múltiplos quadros em uma única imagem composta. A composição pode ser realizada fazendo-se operações de média aritmética, média ponderada, mediana, valor RMS (Root Mean Square), entre outras, dos dados demodulados (envelopes) de quadros sequenciais.

Entretanto, a composição só pode ser realizada após uma etapa que consiste no realinhamento dos quadros. Para um dado ângulo de deflexão do feixe utilizado (𝜃), um ponto representado por (𝑢, 𝑣) no espaço dos dados não processados, corresponde a (𝑥, 𝑦) no espaço real, e pode ser calculado aplicando-se as equações 3.11 e 3.12 (CHOI, 2007).

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𝑥 = 𝑢. 𝑐𝑜s (𝜃) (3.12) Tem-se observado que, após este processo, as imagens apresentam uma redução do aspecto granuloso. Este aprimoramento da imagem ocorre devido à natureza não correlacionada do speckle, que irá diminuir, mas o sinal correlacionado de eco das interfaces anatômicas será aprimorado proporcionando uma definição de borda mais fina e aumento da resolução de contraste (JESPERSEN et al., 1998; ASHFAQ et al., 2005; CHOI, 2007; KREMKAU, 2006; WEBB, 2012).

3.5 TÉCNICAS DE IMAGENS HARMÔNICAS

Considerando a propagação da energia de maneira linear, novas componentes em frequência não podem ser criadas. No entanto, sabe-se que existem efeitos acústicos não lineares na ultrassonografia que dependem do meio de propagação e da intensidade do pulso incidente. Essa não linearidade, para efeitos práticos, gera frequências harmônicas (abaixo ou acima da fundamental). A geração de frequências harmônicas ocorre durante a propagação do pulso no tecido, e pode ser compreendida quando se considera o tecido um meio compressível. Assim, nos picos de pressão, o meio torna-se ligeiramente mais denso e nos vales, o meio torna-se mais rarefeito (Figura 3.12). Essa mudança de densidade também afeta a velocidade de propagação da onda acústica, que se propagará ligeiramente mais rápido nas regiões de maior densidade e, de forma mais lenta nas regiões de menor densidade. Na Figura 3.13 são mostrados os possíveis ecos em propagação linear e não linear (DESSER & JEFFREY, 2001; YADONG & ZAGZEBSKI, 2000; ORTIZ et al.,2012, FORESBERG, 2004).

O sinal constituinte das frequências harmônicas tem intensidade menor do que os componentes da frequência fundamental, mas pode ter maior SNR

(signal-to-noise ratio) porque apresenta menor contribuição de ruído (DESSER &

JEFFREY, 2001; YADONG & ZAGZEBSKI, 2000).

Como o sinal em frequências harmônicas é gerado pela mudança na densidade do tecido e mudanças na velocidade de propagação do som através de

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um meio, quanto maior a intensidade da onda, maior a compressão que ela provoca quando se propaga. Ondas de menor intensidade praticamente não influenciarão na formação de componentes harmônicas. (AVERKIOU et al., 1997; CHIOU et al., 2007, FORESBERG, 2004).

Figura 3.13 - Ilustração do fenômeno de propagação de uma onda sonora senoidal longitudinal

oscilante no tempo, provocando variações de densidade no meio e indicando que as partículas vibram para frente e para trás. (Fonte: Autora).

Figura 3.14 - Ilustração do fenômeno de propagação não linear e inserção de componentes

harmônicas no espectro do sinal de eco. (Fonte: Autora).

Outra característica de sinais harmônicos é o aumento da energia do sinal presente na frequência harmônica com o aumento da distância de propagação. Portanto, o feixe harmônico é produzido em regiões mais profundas do tecido,

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diminuindo ou eliminando a degradação causada por artefatos que geralmente ocorrem em regiões mais superficiais (regiões de campo próximo). (AVERKIOU et

al., 1997; CHIOU et al., 2007; ASHFAQ et al., 2005, FORESBERG, 2004).

A diferença na reconstrução de uma imagem em Modo-B e uma imagem harmônica tecidual (THI, do inglês: Tissue Harmonic Imaging) consiste, basicamente, na aplicação de um filtro passa-faixas, centrado na frequência da primeira harmônica, no qual todas as demais componentes tanto na frequência fundamental quanto nas demais harmônicas são removidas, mas não a primeira harmônica. Pode-se visualizar na Figura 3.14 as etapas de pós processamento para a reconstrução de uma imagem em Modo-B harmônica. Nos equipamentos disponíveis no mercado, aparentemente a imagem final não despreza a frequência fundamental mas aumenta substancialmente a primeira harmônica do sinal. Nesta dissertação, as imagens harmônicas são construídas pela remoção da fundamental sendo, portanto, gerada com os sinais da primeira harmônica. (DESSER & JEFFREY, 2001; YADONG & ZAGZEBSKI, 2000).

Figura 3.15 - Esquemático para exemplificar as etapas de pós processamento necessárias para a

reconstrução de uma imagem em Modo-B harmônica (THI). (Fonte: Autora).

Existe também, uma variante desta técnica de imagem harmônica, conhecida como imagem harmônica por inversão de pulso (PIHI, do inglês: Pulse

Inversion Harmonic Imaging). Na imagem harmônica por inversão de pulso, dois