Teknik

Doppler ekkokardiografi

af Christian Hassager og Niels Risum

cw doppFig. 1. Continous Wave - mitralinsufficiens
dopp-skifteFig. 2. Doppler-frekvensskiftet
Doppler ekkokardiografi er en metode til bestemmelse af blodstrømmens retning og hastighed i hjertet (se Fig. 1). Klapstenoser og -insufficienser kan detekteres og kvantiteres, og andre abnorme flowforhold kan belyses (ASD, VSD etc.)

Ved Doppler ekkokardiografi registreres det relative frekvensskifte mellem den udsendte ultralyd og den ultralyd, der returneres fra erytrocytter i bevægelse. For en given transducerfrekvens vil den returnerede frekvens være højere, hvis blodet bevæger sig mod transduceren og lavere, hvis det bevæger sig væk fra transduceren (se Fig. 2).

Basal Doppler teori

Der anvendes rutinemæssigt tre forskellige Doppler modaliteter:

  • Continuous wave (CW) Doppler
  • Pulsed wave (PW) Doppler
  • Farve Doppler

Herudover anvendes såkaldt vævs Doppler i tiltagende grad i forskningsmæssig sammenhæng (vil ikke blive omtalt her, se afsnittet om vævs Doppler).

Alle Doppler modaliteter er baseret på "Doppler frekvensskiftet", dvs. det forhold at et lydsignal skifter frekvens når lydkilden eller reflektoren bevæger sig i forhold til observatøren:

Doppler-frekvensskiftet = F1-F2 = (2•F1•V•cos(a))/c

- hvor F1 er frekvensen af den lyd der udsendes, F2 er frekvensen af den reflekterede lyd, V er hastigheden af det objekt, der reflekterer lyden, a er vinklen mellem lydstrålen og reflektorens bevægelsesretning og c er lydhastigheden i mediet.

Ved de tre ovenfor nævnte Doppler modaliteter fungerer erytrocytterne som reflektor og V bliver dermed blodets strømningshastighed. Ekkoapparatet måler Doppler-frekvensskiftet (frekvensforskellen mellem den lydbølge der udsendes og den der reflekteres, F1-F2) og er kalibreret for c. Hvis undersøgeren sørger for at a er lig med 0° eller 180° (dvs cos(a)=1 eller -1) er eneste ubekendte V, dvs. blodstrømmens hastighed.

doppler vinkelfejlFig. 3. Vinkelfejls betydning for den målte strømningshastighed.Ved hjælp af 2D billedet sigtes aksialt i blodstrømmens retning. Ved en vinkelfejl på ca. 25° måles ca. 10% for lavt (cos 25° = 0.9) - og hvis der måles vinkelret på blodstrømmen fås intet signal (cos 90° = 0).

Det er altså strømningshastigheder, der måles med Doppler ekkokardiografi. Ved hjælp af "Bernoulli-ligningen", der beskriver sammenhængen mellem trykfald og øget strømningshastighed lige efter en stenose, kan trykgradienter over stenoser estimeres ud fra de målte hastigheder. I praksis anvendes en "modificeret" Bernoulli-ligning:

P1-P2 ≈ 4•(V22 - V12) mmHg

- eller hvis V2 er mere end tre gange større end V1 (V22 > 9•V12):

P1-P2 ≈ 4•(V22) mmHg

- hvor P1 og V1 er hhv tryk og hastighed før stenosen og P2 og V2 tilsvarende lige efter stenosen. V måles i m/s. Læg mærke til sammenblandingen af enheder for hastighed og tryk - den modificerede Bernouilli ligning er en praktisk forenkling af en mere kompliceret matematisk relation mellem hastighed og trykfald over en stenose.

Continuous wave Doppler

cw-zoomFig. 4. Continous wave - tricuspidalinsufficiens.Ved CW-Doppler udsendes og modtages ultralyden kontinuerligt. Alle strømningshastigheder ultralyden møder på sin vej bliver altså målt. Målingerne angives som en kurve i forhold til en vandret grundlinie (baseline), således at flow væk fra transduceren markeres under linien og flow hen imod transduceren markeres over linien. X-aksen angiver tid (EKG viser hvor i hjertecyklus der måles) og Y-aksen angiver hastighederne der måles. De højeste hastigheder danner kurvens omrids, de øvrige ses som korn indenfor kurven (se figur 3).

I praksis placeres sigtelinien ved hjælp af 2D billedet og placeringen finjusteres ved hjælp af farve Doppler parallelt med strømningsretningen for at undgå vinkelfejl (se figur 1). Frekvensskalaen = "hastighedsskalaen" og basislinien indstilles så frekvensspekteret fylder billedfeltet ud (Y-aksen) og sweep hastigheden indstilles til f.eks. 50-100 mm/s (X-aksen). Herefter tilpasses "Gain" evt. så afgrænsningen af kurven fremtræder så skarp som mulig. Frekvensfilteret justeres afhængigt af den målte hastighed. Hjertets vægbevægelser registreres som en række lave hastigheder, der ses som "støj" omkring grundlinien. Disse frekvenser kan elimineres med et filter for lave frekvenser.

Fordelen ved CW-Doppler er, at der kan måles høje hastigheder. Ulempen er, at man ikke kan se, hvor i sigtelinien den højeste hastighed er målt.

VTI (velocity time integral): omridset af CW flowprofilen kan indtegnes, hvorved det såkaldte hastigheds-tids integrale (velocity time integral) beregnes. VTI anvendes bl.a. i ligevægtsligningen ved beregning af klaparealer og shunts.

Pulsed wave Doppler

pulm-vein-flow-2Fig. 5a. PW Doppler
pw-zoomFig. 5b. PW-Doppler i RVOT.
Ved PW-Doppler udsendes ultralyden diskontinuerligt (pulserende). Ved at indstille tidsintervallet mellem impulsudsendelse og modtagelse kan man isoleret måle i en bestemt afstand fra transduceren. Målingerne angives som en kurve i forhold til en vandret grundlinie (baseline), således at flow væk fra transduceren markeres under linien og flow hen imod transduceren markeres over linien. X-aksen angiver tid (EKG viser hvor i hjertecyklus der måles) og Y-aksen angiver hastighederne der måles. De højeste hastigheder danner kurvens omrids, de øvrige ses som korn indenfor kurven (se figur 4a og 4b) - helt analogt til CW-Doppler. Da man måler i et lille område (sample volume) vil man ofte få en kurve, som kun består af ens hastigheder (ingen 'korn' indenfor kurven).

Impulstogene udsendes med en bestemt frekvens, puls-repetitions-frekvensen (PRF). Impulstoget skal være reflekteret til transduceren før et nyt udsendes. PRF falder derfor jo dybere der måles. Nyquist-tallet (PRF/2) er den øvre grænse for det Doppler-frekvensskifte, der kan måles. Jo højere ultralydsfrekvens og jo dybere der måles (og dermed lavere PRF), des lavere bliver den strømningshastighed, der kan måles. Når Nyquist-tallet overskrides opstår der forvrængning ("aliasering") og max hastigheder kan ikke måles. Kurvens top flyttes da ned under grundlinien ("baseline"), selvom flow er hen imod transduceren og omvendt. Hvis man kun er interesseret i flow i en retning, kan måleintervallet udvides ved at forskyde grundlinien.
Høje hastigheder (> 1,5-2 m/s) kan altså ikke måles med PW-Doppler. Den øvre hastighedsgrænse kan dog øges ved at indføre såkaldte "ghost gates", dvs. ekstra måleområder på sigtelinien (såkaldt HPRF). Man skal så være meget påpasselig med, at disse små måleområder ligger på steder, hvor der kun er flowhastigheder, der er mindre end det man ønsker at måle.

I praksis placeres sigtelinien ved hjælp af 2D billedet og placeringen finjusteres evt. ved hjælp af farve Doppler (se figur 6). Frekvensskalaen = "hastighedsskalaen" og basislinien indstilles så frekvensspekteret fylder billedfeltet ud (Y-aksen) og sweep hastigheden indstilles til f.eks. 50-100 mm/s (X-aksen). Herefter tilpasses "gain" og "filter" evt. så afgrænsningen af kurven fremtræder så skarp som mulig (anvend så lav gain som muligt).

Fordelen ved PW-Doppler er, at der kan måles flowhastighed i et bestemt punkt. Ulempen er, at man ikke kan måle høje hastigheder.

VTI (velocity time integral, enhed: m): omridset af PW flowprofilen kan indtegnes, hvorved det såkaldte hastigheds-tids integrale (velocity time integral) beregnes. VTI anvendes bl.a. i ligevægtsligningen ved beregning af klaparealer og shunts.

Farve Doppler

Farve Doppler (color Doppler) består i princippet af multiple små PW-Doppler målepunkter lagt oven på et 2D billede (se figur 5). Hvert enkelt målepunkt farvelægges, typisk med rødt hvis blodet bevæger sig hen mod transduceren og blåt hvis blodet bevæger sig væk fra transduceren. Farven afhænger også af strømningshastigheden, således at hurtigere hastigheder markeres med lysere farver. Ved turbulens iblandes gule og grønne farver. Aliasering opstår, lige som ved PW-Doppler (se denne), når Nyquist-tallet overskrides. Rødt skifter til blåt og omvendt.

Fig. 6. Farve Doppler.Sektoren med farve Doppler målinger kan ændres i størrelse og flyttes rundt på 2D billedet. Jo smallere sektoren er, des højere er billedfrekvensen (frame rate, se figur 7a og 7b). Jo mindre sektoren når i dybden, des højere flowhastighed før aliasering. Farveskalaen er angivet ved en farvestang i den ene side af billedet. Herpå er grundlinien (baseline) samt maksimum hastigheder (scale) før aliasering angivet (se figur 8a og 8b). Hvis man kun er interesseret i flow i en retning, kan maksimal hastighed før aliasering øges ved at forskyde grundlinien (som ved PW-Doppler). Forskydning af grundlinien bruges bla. til PISA-beregning.

2D-gain indstilles, så der er et minimum af gråtone-signaler i kaviteten, hvilket forhindrer "drukning" af color-signalet.

Farve-gain indstilles ved at skrue op for forstærkningen af farve-signalet indtil der optræder støj, herfra skrues ned til støjen forsvinder. For høj farve gain erkendes ved baggrundsstøj og forvrængnig af kontinuitet af flowet (se figur 8c). For lav farve gain bør undgås idet flowet kan underestimeres og mindre flow forstyrrelser overses.

Farve Doppler er velegnet til at visualisere flow - dvs. dokumentere shunts og klapinsufficienser, men flow afbildes kun semikvantitativt.

col-dopp-13Hz Fig. 7a. Stor sektor, lav frame rate (13 Hz). col-dopp-13Hz Fig. 7b. Lille sektor, høj frame rate (22 Hz).
Fig. 8a. Mitralinsufficiens, korrekt farve gain og skala. Fig. 8b. Mitralinsufficiens, korrekt farve gain, for lav skala.
Fig. 8c. Mitralinsufficiens, for høj farve gain, korrekt skala.

M-mode ekkokardiografi

Af Søren Strange

M-mode billedet fremkommer ved, at ultralydstrålen fokuseres på en ganske smal sektor, som løbende afbildes på en tidsskala. Giver meget høj anatomisk og tidsmæssig opløsning og anvendes primært til udmåling af kammerdimensioner og vægtykkelser (se nedenfor).

  • M-mode billedet fremstilles vejledt af 2D billedet (PLAX og SAX).
  • M-mode retningen (scanningsplanet) skal være vinkelret på de strukturer, der ønskes undersøgt (vurderes på 2D billedet).
  • Målinger foretages altid i slutekspiration eller som gennemsnit af 5 påfølgende hjertecycler.
  • Er M-mode betingelserne ikke opfyldt (jvf. pkt. 2) kan måling evt. udføres på 2D billedet, men referenceværdierne er forskellige.
Fig. 1. M-mode. Venstre ventrikel på chordae-niveau.

Fejlkilder ved fremstilling af venstre ventrikel i M-mode

A. Transduceren placeret for lateralt og inferiort

  • Venstre ventrikels længdeakse peger opad mod venstre på PLAX billedet.
  • Lodlinien falder ikke vinkelret på septum.
  • M-mode vil afbilde et skråt snit af venstre ventrikel og føre til falsk øget tykkelse af forvæg/septum og bagvæg og falsk øget diameter af venstre ventrikel.

B. Vinkelfejl i forhold til venstre ventrikels længdeakse

  • Venstre ventrikels diameter er falsk reduceret p.g.a. excentrisk placering af snitplanet i forhold til den maksimale diameter.
  • Transduceren vippes frem og tilbage i længdeaksen m.h.p. at afsøge den maksimale diameter af venstre ventrikel.
  • M-mode måling (se nedenfor) vejledt af PLAX bør kontrolleres med M-mode vejledt af SAX, hvor man bedre kan bedømme snitplanet gennem venstre ventrikel.

C. Septum fremtræder falsk fortykket

  • Trabecula septomarginalis kan være vanskelig at adskille fra septum i PLAX, hvilket fører til overestimering af septums tykkelse.
  • Trabecula septomarginalis er ofte lettere at se i SAX.

mmode wrong_angleFig. 2a. Forkert transducerposition.mmode LV_excentriskFig. 2b. Vinkelfejl ifht. diameter.trabeculumFig. 2c. Trabeculum septomarginale.

 leading-edgeFig. 3. Leading edge.

 

Udmåling af dimensioner

 

Leading edge

  1. Ved alle udmålinger anvendes "leading edge to leading edge" princippet.
  2. Alle målinger foretages i sluteksspiration

 

Udmåling af højre og venstre ventrikel

  1. mmode lv_dimensionFig. 4. M-mode fremstilling af venstre ventrikel.M-mode linien skal gå vinkelret på venstre ventrikels længdeakse (max afvigelse 15°) og ned gennem chordae sv. til spidsen af forreste mitralflig.
  2. Linien skal herudover skære venstre ventrikels centerakse, hvilket sikres ved at udføre målingen i både PLAX og SAX.
  3. RVDd, IVSd, LVEDD og LVPWd måles ud for starten af QRS-komplekset.
  4. IVSs, LVESD og LVPWs måles ud for den i systolen maksimalt posteriore bevægelse af septum, med mindre der er venstresidigt grenblok eller septalt infarkt, hvor man i stedet måler fra den maksimalt anteriore bevægelse af bagvæggen.

Udmåling af aorta og venstre atrium

  1. M-mode linien skal gå vinkelret på aorta og gennem aortaklappen sv. til aortas centerakse.
  2. Aortas diameter måles ud for starten af QRS komplekset.
  3. Venstre atriums diameter måles ud for den maksimalt anteriore bevægelse i aortaroden (atrie diastole). Husk at reglen om "leading edge" også gælder her, således at man faktisk medregner aortavæggens tykkelse i venstre atriums dimension.

mmode_AO_LAFig. 5. M-mode fremstilling af aorta og venstre atrium.

 

Koronar flow reserve

- estimeret ved transthorakal ekkokardiografi

Af Brian Bridal Løgstrup og Kenneth Egstrup

Introduktion

Koronar flow reserve (CFR) er en vigtig funktionel parameter til forståelse af den koronare cirkulation og kan med fordel estimeres ved forskellige kardielle sygdomsbilleder. Adskillige teknikker er blevet udviklet til måling af CFR. Disse metoder er dog imidlertid enten invasive (intrakoronare Doppler flow målinger), omkostningsfulde og svært tilgængelige (Positron Emission Tomography – PET) eller semiinvasive og til gene for patienterne (transoesphageal ekkokardiografi). Dette har bevirket, at den non-invasive bestemmelse af CFR, bestemt ved transthorakal ekkokardiografi, blev introduceret i 1997 og har tilført information om mange aspekter af koronar arteriesygdom og øvrige kardielle lidelser (1).

Definition

CFR repræsenterer den koronare cirkulations kapacitet til at dilatere som en følge af øget myokardiel metabolisk behov og udtrykkes ved ratioen mellem diastolisk hyperæmisk flow (Vmax hyperæmi) og diastolisk hvile/basal flow (Vmax baseline). CFR er defineret (2) ved:

CFR = Vmax hyperæmi / Vmax baseline

Metode

Ved Doppler ekkokardiografi er det muligt at måle ændringer i CFR i hhv. den højre og venstre koronararterie. Med højfrekvente (5-7.5 MHz) transducere er det muligt at visualisere forskellige afsnit af koronartræet fra modificerede ekkokardiografiske standardbilleder (Tabel 1).

Tabel 1. Projektioner til visualisering af koronartræet

LAD   

LM/proximale LAD

Midt LAD

Distale LAD

Mod. PSAX

Mod. PLAX

Mod. AP5ch

Mod AP3ch

Mod SubLAX

Mod. PSAX

Mod. PLAX

Mod. AP5ch

Mod AP3ch

Mod SubLAX

Mod. AP2ch

Cx

Proximale Cx

Midt Cx

Distale Cx

Mod. PSAX

Mod. PLAX

Mod. AP5ch

Mod. PSAX

Mod. PLAX

Mod. AP5ch

RCA

Proximale RCA

Midt RCA

Distale RCA (RPD)

Mod. PSAX

Mod. PLAX

Mod. AP5ch

Mod. SubSAX

Mod. AP4ch

Mod. AP2ch

Mod. SubLAX

Den mest anvendte projektion i litteraturen er det modificerede apikale to-kammer billede til visualiseringen af den distale del af LAD. Det koronare flow opnås med Doppler flowmåling over flowet i karret.

Eksempler på visualisering af distale LAD:

Fig. 1. Visualisering af distale LAD, eksempel 1.
Fig. 1. Visualisering af distale LAD, eksempel 2.
Fig. 1. Visualisering af distale LAD, eksempel 3.
CFR-LADFig. 4.
CFR-flowFig. 5.

Herefter placeres sample volume i Doppler flow signalet (PW-Doppler). Det er vigtigt at korrigere PW-Doppler retningen således, at man minimerer vinkelfejlen bedst muligt. (Se Fig. 4).

I litteraturen er Vmax, altovervejende, den bedst validerede parameter til brug i indexeringen, men man kan overveje brug af velocity-time integralet (VTI).

CFR kan måles ved kontinuerligt infusion af adenosin (140 µg/kg/min). Adenosin er en mikrovaskulær dilatator med stort set ingen effekt på de epikardielle arteriers diameter. Man kan derfor antage, at diameteren på de epikardielle arterier ikke ændres signifikant ved infusion af adenosin, hvorfor enhver ændring i hastigheden bliver et surrogat for flowet (3). Den maksimale hyperæmiske tilstand i myokardiet opnås efter 1½ til 2 minutters kontinuerlig infusion af adenosin. Den koronare blodgennemstrømning foregår overvejende i diastole og følgende flow profil fås:

Klinisk eksempel på flow profilen i distale LAD ses i Fig. 5.

Dobutamin infusion kan benyttes, idet man i forbindelse med stress og viabliltetstestning ligeledes kan undersøge CFR. I forbindelse med måling af CFR er der vigtigt at informere patienterne om ikke at indtage koffeinholdige drikke 12 timer før testnigen, da dette er vist at påvirke CFR målinger signifikant. Dipyridamol hæmmer optagelsen af adenosin i cellerne samt har ligeledes en kardilaterende effekt og anbefales ikke anvendt, når CFR vurderes vha. adenosin.

Kliniske oplysninger

Informationerne, man får ud af non-invasivt målt CFR, er mange, alt afhængig af, hvor man måler på koronararterierne:

  • I klinisk praksis bruges non-invasivt målt CFR til at diskriminere mellem signifikante og non-signifikante stenoser på koronararterierne med en diskriminatorisk grænse på 2. En CFR måling med transthorakal ekkokardiografi har høj sensitivitet og specificitet for diagnosticering af signifikant koronarforsnævring (4-6). CFR estimeret ved transthorakal ekkokardiografi korrelerer godt med den angiografisk vurderede grad af stenose. Yderligere er der fundet stor overensstemmelsen med invasive målinger med korrelationskoefficienter ml. 0.91-0.97 (7,8).
  • Den non-invasive Doppler metode er blevet et redskab til evaluering af patienter med formodet mikrovaskulær sygdom. Flere studier har vist nedsat CFR hos patienter med diabetes samt hos hypertonikere. Der er ligeledes fundet nedsat CFR hos AMI patienter med tidligere uerkendt diabetes (9).
  • Flere internationale centre benytter måling af CFR som en rutineparameter i forskellige kliniske situationer, og metoden evalueres stadigvæk. Trods god feasibility og korrelation med invasive målemetoder, er det forfatternes klare holdning at denne modalitet er et forskningsværktøj, som ikke på nuværende tidspunkt har sin plads i klinikken.

Feasibility

Måling af CFR ved transthorakal ekkokardiografi er udført i adskillige studier med en succes rate på 90-100 % med nyere ekkokardiografisk udstyr. Dog skal nævnes, at der pga. udfordrende anatomi i forbindelse med visualisering af RCA og CX er mindre succes rate (10). Lav hjertefrekvens og favorabel kropskomposition faciliterer fremstilling af koronare kar, og selv i relativt overvægtige patienter kan det lade sig gøre (11). Adenosin induceret tackypnø er en mindre forstyrrende faktor i forbindelse med CFR optagelserne. Selvom teknikken kræver erfaring, er det bestemt muligt med nuværende teknologi.

Referencer

1. P. Voci et al. Imaging of the distal left anterior descending coronary artery by transthoracic color Doppler echocardiography. Am J Cardiol 1998, 81:74G-8G.

2. Gould KL et al. Effects of coronary stenoses on coronary flow reserve and resistence. Am J Cardiol 1974;34:48-55

3. Hozumi T et al. Noninvasive assessment of significant left anterior descending coronary artery stenosis by coronary flow velocity reserve with transthoracic color Doppler echocardiography. Circulation 1998;97:1557-62

4. Ofili EO et al. Pharmacologic stress-induced regional myocardial blood flow heterogeneity and left ventricular wall thickening abnormality: comparison of intravenous adenosine with dipyridamole in a model of critical coronary stenosis. Am Heart J1997;133:78-86

5. Becker LC. Conditions for vasodilator-induced coronary steal in experimental myocardial ischemia. Circulation 1979;57:1103-10

6. Paolo Voci et al. Coronary Recanalization in Anterior Myocardial Infarction. J Am Coll Cardiol 2002;40:1205-13

7. Caiati et al. Validation of a new noninvasive method (contrast-enhanced transthoracic second harmonic echo Doppler) for the evaluation of coronary flow reserve: comparison with intracoronary Doppler flow wire JACC 1999;4:1193-2000

8. Hildick-Smith D JR et al. Assessment of coronary flow reserve by adenosine transthoracic echocardiography: validation with intracoronary Doppler JASE 2002;15:984-90

9. Løgstrup BB et al. Influence of abnormal glucose metabolism on coronary microvascular function after a recent myocardial infaction. JACC img 2009;2:1159-1166

10. Paolo Voci et al. Measurement of Coronary Flow Reserve in the Anterior and Posterior Descending Coronary Arteries by Transthoracic Doppler Ultrasound. Am J Cardiology 2000; 90:988-991

11. Takeuchi M et al. Feasibility of measuring coronary flow velocity and reserve in the left anterior descending coronary artery by transthoracic Doppler echocardiography in a relative obese American population. Echocardiography 2005 May, 22:225-32

Vævs-Doppler

af Henrik Egeblad, Peter Søgaard, Yong Kim, Steen Hvitfeldt Poulsen og Bent Østergaard Kristensen

Fig. 1.
PWTDI_lat_normalFig. 2a.
PWTDI_lat_diastolic_dysfctFig. 2b.

Vævs-Doppler registrerer primært regionale hastigheder i myokardiet. Sekundært kan tillige afbildes derivater af vævshastighederne (farve-vævs-Doppler, curved M-mode, strain rate, Tissue tracking m.fl., se nedenfor). Refleksioner fra myokardiet er langt kraftigere end fra blodet (jf S/H 2D ekkokardiografi). Hastigheder i myokardiet er endvidere væsentligt lavere end i blodet (ofte 2-20 cm/s i væv vs. ca. 100 cm/s i blodet i normale ostier). Vævs-Doppler præsentationer opnås derfor ved undertrykkelse (filtrering) af refleksioner med lav amplitude og høj hastighed. Af sidstnævnte følger, at vævs-Doppler ikke nødvendiggør continuous wave præsentation.

De fleste undersøgelser med vævs-Doppler er udført fra apex. De viser, at apex (eller hjørnet mellem apex og septum) ligger næsten stille (eller bevæges en anelse mod basis) i systole, mens myokardiekontraktionen bevæger atrioventrikulærplanet mod apex. Normalt bevæges AV-planet mindst ca. 1,2 cm mod apex i systole. Bevægelseshastighed og -amplitude (=forkortning) aftager gradvist fra AV-planet mod apex.

Vævs-Doppler undersøgelser udført fra apex analyserer bevægelserne af de overvejende længdeforløbende myokardiefibre. Disse fibre er lokaliseret subepi- og subendokardialt (de mest vulnerable). Det midterste muskellag forløber overvejende cirkulært, og dets funktion afspejles i forkortningsfraktion og EF.

2D vævs-farve-Doppler anvender samme farvekoder som almindelig farve-Doppler ekko: Bevægelser hen mod transduceren er røde, bort fra transduceren blå. Jo hurtigere hastigheden er, des lysere kodes farvenuancen (Fig. 1).

Puls-vævs-Doppler registrerer hastighedskurver regionalt i myokardiet. Fig. 2 A & B viser kurver optaget i venstre ventrikels lateralvæg nær mitralringen. 2A er fra en normal person og viser systolisk opadrettet bevægelse mod apex (S) og nedadrettede E- og A-takker med normal E/A ratio. 2B har "diastolisk dysfunktion", omvendt E/A ratio og øget E-decelerationstid. Det hævdes, at vævs-Doppler kurver ikke pseudonormaliseres (som E og A-takker i det transmitrale flow). I PW-vævs-Doppler kurver kan isovolumetrisk kontraktionstid (ICT) og isovolumetrisk relaxationstid (IRT) også registreres regionalt.

 

Visse apparater gemmer vævshastighedsinformationer i hver enkelt pixel digitalt fra én eller flere hjertecycli. Herudfra kan opnås forskellige afledte præsentationer:

1) Levende 2D vævs-farve-Doppler (Fig. 1).

 

2) Curved M-mode (Fig. 3).
TDI_curved_mmodeFig. 3
TDI_post_processingFig. 4
Tissue_tracking_stress_echoFig. 5
Fig. 6

Fig. 7. Amyloidose.

I loopen (Fig. 1) optegnes en kurveformet linie fra septums basis over apex til lateralvæggens basis. Bevægelsesretningen kan så opskrives for hvert segment som funktion af tiden. A viser skarp synkroni af systolens start og ophør for alle segmenter (normal person). B (LBBB) viser svær asynkroni hos en patient med venstresidigt grenblok. Hos B starter den systoliske kontraktion proximalt i septum og breder sig gradvist mod apex. Lateralvæggen relaxeres samtidigt (blå). Den systoliske kontraktion i septum ophører først nær apex og relaxationen breder sig gradvist proximalt. Samtidig (i diastolen) kontraheres lateralvæggen, primært nær mitralringen senere i apex. Kontraktion (K) er indrammet af punkterede linier.

 

3) Én eller flere regionale puls-Doppler kurver,

optegnet fra markerede områder. I Fig. 4 ses, hvorledes både den systoliske og diastoliske bevægelseshastighed aftager gradvist fra basis mod apex (gul kurve svarer til gult punkt etc.). Frame rate af den levende digitale loop bestemmer sampling rate, der er lavere end ved direkte PW-registrering som i Fig. 2

4) Tissue-tracking

Her·farvekodes den regionale bevægelsesamplitude. Bevægelsesamplituden (=forkortningen) svarer til arealet under hastighedskurven i systole (jf. at flowintegralet i aorta i systole =slaglængden = den gennemsnitlige længde en erythrocyt bevæges i en systole). Fig. 5 viser tissue tracking fra en normal midaldrende person (A) og fra en alderssvarende mand med 3-kars koronarsygdom (B). Både A og B er 4-kammer projektioner med isoleret fremstilling af de venstresidige kamre, S, septum; L, lateralvæg. Hos B viser farvekoderne stærkt nedsatte regionale forkortninger, men de bedres betydeligt i lateralvæggen efter dobutaminbelastning (viability), mens de aftager i septum (iskæmi). Sammenlign med den almindelige stress-ekko fra samme pt. i Fig 6 (øverst ses basale forhold i 4-kammer og 2-kammer projektion, nederst de samme projektioner efter dobutaminstimulation).

Fig. 7 viser en patient med amyloidose, fortykket myocardium, normal EF og i NYHA-klasse III. Har såkaldt isoleret diastolisk dysfunktion. Tissue tracking (4-kammer billede) afsl

ører dog stærkt nedsat systolisk funktion af de længdeforløbende fibre (Fig. 8). Hovedparten af (ALLE?) patienter med "isoleret" diastolisk dysfunktion h

ar iflg. vor erfaring også systolisk dysfunktion af de længdeforløbende fibre ved Tissue tracking. Fx har hypertensionspatienten i Fig. 9 nyligt haft lungeødem. EF er 60 % og han rubriceres konventionelt som isoleret diastolisk dysfunktion men Tissue tracking i Fig. 10 (4-kammer billede) viser betydeligt nedsat systolisk funktion af de længdegående fibre!

Asynkroni af venstre ventrikels kontraktion

Hos patienter med venstresidigt grenblok og sværere hjerteinsufficiens giver Tissue tracking et nemt overblik over omfanget af asynkroni af venstre ventrikels kontraktion. Jo større dele af ventriklen, som kontraheres i diastole, des større er chancen for forbedret ventrikelfunktion efter implantation af biventrikulær pacemaker. Hos patienten i Fig. 11 udviser kun septum kontraktion i systole (A), medens B viser, at lateralvæggen (og det meste af inferiorvæggen - ikke afbildet) kontraheres postsystolisk (= i diastole, jf. den åbne mitralklap). Det må dog kontrolleres med strain-rate analyse (se nedenfor), at den postsystoliske bevægelse mod apex repræsenterer forkortning og ikke blot passiv "rokken". Fig. 11B tyder på gode muligheder for effekt af biventrikulær pacemaker hos denne patient i NYHA III-IV opskrevet på venteliste til hjerte-lungetransplantation. I Fig. 12 ses effekten 6 måneder efter resynkronisering med biventrikulær pacemaker. Tissue tracking viser nu synkroni af septum og lateralvæg i systole. EF øgedes ved 3D ekko fra 25% til 40%, NYHA til II-III, og patienten kunne allerede kort tid efter pacemakerimplantation afmeldes ventelisten til hjerte-lungeransplantation!

Amyloidosis_tissue_tracking_ap4kFig. 8.

Hypertension_tissue_tracking_ap4kFig. 10.

Fig-11Fig. 11.

PostCRT_tissue_trackingFig. 12.

5) Strain-rate analyse

Strain rate (deformeringshastigheden) opskriver i kurveform (V2-V1)/l inden for et måleområde, hvor V2 og V1 er vævshastighederne i hver ende af måleområdet og l afstanden mellem de punkter, hvor de to hastigheder måles. Strain rate er negativ ved fiberforkortning (kontraktion), positiv ved strækning. Strain rate eksemplificeres i Fig. 13, som viser 2-kammer billedet i hvile fra patienten med stress ekko i Fig. 6. Viability kan udtrykkes ved nedsat systolisk kontraktion og/eller ved postsystolisk kontraktion. Proximalt i inferiorvæggen ses i en almindelig hastighedskurve (Fig. 13A, grøn kurve) en systolisk kontraktion (S) samt E og A-tak (med "omvendt" ratio). Distalt i inferiorvæggen er der ingen bevægelse i systole men postsystolisk bevægelse (PS) mod apex (gul kurve). De tilsvarende strain-rate kurver ses i Fig. 13B: Den grønne kurve viser, at den proximale del af inferiorvæggen kontraheres (negativ strain rate) i systole, desuden at væggen strækkes svarende til E og A-tak. Svarende til den postsystoliske bevægelse distalt i inferiorvæggen viser den gule kurve negativ strain rate som udtryk for, at den postsystoliske bevægelse (PS) i Fig. 13A udtrykker postsystolisk forkortning (viability).

Tissue_velocitiesFig. 13a.

Strain_rateFig. 13b.

 

Der foreligger endnu kun sparsom videnskabelig dokumentation for den kliniske brugbarhed af vævs-Doppler undersøgelser.

 


Referencer

Echocardiographic functional images based on tissue velocity information. Brodin LÅ, van der Linden J, Olstad B. Herz 1998;23:491

Real-time strain rate imaging of the left ventricle by ultrasound. Heimdal A, Støylen A, Torp H, Skjærpe T. J Am Soc Echocardiogr 1998;11:1013

Regional myocardial function - a new approach. Hatle L, Sutherland GR. Eur Heart J 2000;21:1337

Impact of acute biventricular pacing on left ventricular performance and volumes in patients with severe heart failure. Søgaard P, Kim WY, Jensen HK, Mortensen P, Pedersen AK, Kristensen BØ, Egeblad H. Cardiology 2001;95:173

 

Underkategorier