Sonografie Principy, indikace, kontraindikace, terminologie Petr Nádeníček Radiologická klinika, FN Brno 2011/2012– všeobecná sestra + porodní asistentka 1 ročník Přednáška prezenční forma, UKB,A9, KUK, 324, Kamenice 5 , 10.20-12h Logovalek logo zdroj UZ vlnění slim-blue-flame-350h •piezoelektrický efekt –rozkmitání měniče pomocí vysokofrekvenčního napětí – –polykrystalický ultrazvukový měnič – zdroj mechanického vlnění – – qz4 frekvence • počet cyklů za 1 vteřinu Čas amplituda maximální tlak minimální tlak infrazvuk 0-16 Hz slyšitelný zvuk 20 Hz-20 kHz ultrazvuk 20 kHz-10 MHz hyperzvuk >10 MHz frekvence •vyšší frekvence = vyšší rozlišení, horší penetrace • • • • • • • •nižší frekvence = vyšší penetrace, horší rozlišení amplituda 2 MHz 2 MHz •počáteční velikost amplitudy signálu je určena zdrojem •je snižována průchodem prostředím (tlumení) •amplituda na příjmu je ovlivněna vlastností prostředí signál odrazit, propustit či absorbovat. frekvenci a amplitudu můžeme ovlivnit jako uživatelé zvuk - rychlost šíření, akustická impedance •závisí na hustotě prostředí Prostředí Rychlost [m.s–1] Akustická impedance [Pa.s.m-1]* Vzduch 330 0,0004 Destilovaná voda 1480 1,52 Sklivec 1532 – Játra 1550 1,62 Měkké tkáně 1550 1,65–1,74** Ledviny 1560 1,62 Kost 3500 3,75–7,38 **svalová tkáň * Hrazdira I. a L., Malý, Z. Nevrtal M., Toman J., Veselý T.: Úvod do ultrazvukové diagnostiky, Brno, 1993 (Wells, 1977) zvuk – rychlost šíření •rychlost šíření je určena charakteristikou prostředí –zejména hustotou –jak daleko jsou od sebe jednotlivé částice a jak rychle jsou schopné si předat svůj kmitavý pohyb • hustota = rychlost průchod uz vlnění tkáněmi •odraz –na rozhraní dvou prostředí s výrazně rozdílnou hustotou, a to tím více, čím větší je rozdíl mezi jejich hustotami •rozptyl –vzniká na mikroskopických rozhraních, kterých velikost je menší než vlnová délka vysílaného ultrazvuku •ohyb, lom –vzniká na rozhraní dvou –prostředí, když vlnění nedopadá kolmo •absorpce –postupně ztrácí svoji energii při –průchodu hmotou (formou tepelné energie) • typy ultrazvukových sond Mechanická sonda: •B zobrazení v reálném čase •mechanické vychylování svazku •generace jedním měničem umístěným na otočné hlavici Sektorová sonda: 2-3 MHz •měniče uspořádáné do krátké lineární řady •buzeny současně •s různou fází •elektronické vychylování svazku v sondě s úzkou základnou. Konvexní sonda: 2,5-5 MHz •měniče jsou uspořádáné do konvexně vyklenuté řady Lineární sonda: 5-10 MHz •měniče jsou uspořádáné v jedné řadě •počet vertikálních obrazových řádků je úměrný počtu měničů umožňují spektrální i barevný dopplerovský záznam NE-DOPPLEROVSKÉ MODALITY B zobrazení (B-mode) •„B“ – brightness •dvourozměrné zobrazení •v reálném čase –intenzita obrazu – echogenita –směr a hloubka odrazu • 401E0630 vznik UZ obrazu •detekce amplitudy vyslané uz vlny •dle doby návratu - výpočet hloubky odrazu signálu •dle amplitudy - přiřazení intenzitu jasu pixelu na obrazovce dle nastavení přístroje (postprocessing, gain, komprese, atd.) •zobrazení bodu •totéž se opakuje několikrát v laterálním směru • harmonické zobrazení - princip •spočívá v detekci 2. harmonického kmitočtu a potlačení základního kmitočtu vysílaného sondou –výrazné zlepšení poměru signál/šum a tím ke zvýšení kontrastu a prostorového rozlišení – •2. harmonický kmitočet vzniká buď kmitáním bublin kontrastních látek vpravených do krevního oběhu nebo kmitáním samotných tkáňových struktur v důsledku nelineárního šíření ultrazvuku ve tkáních •dvě formy harmonického zobrazení - kontrastní a přirozené • první pulz t t druhý inverzní pulz tkáň mikrobubliny t t t t pulzní inverze • dva zrcadlové pulsy s rozdílnou fází • sonda detekuje odražené pulsy a sečte je • mikrobubliny odráží asymetricky • signál normální tkáně (bez bublin) = 0 „pulzní inverze“ zcela potlačuje frekvenci základní a zůstávají pouze frekvence harmonické. 0 panoramatické zobrazení •jedná se o rekonstrukci složeného obrazu z množství B–skenů, které jsou snímány ve stejné rovině. •náběr dat je ukládán do paměti přístroje, rozdělený na jednotlivé pixely •opakující se pixely jsou zprůměrovány •pixely jsou uloženy do matrice z níž je následně vytvořen panoramatický obraz porovnání nízkofrekvenční sondy a panoramatického uz 2 panoramatické zobrazení - technika Mechl M., Neubauer J., Nadenicek P., Sprlakova A.: Panoramic ultrasound and its clinical use. VIII.naukovy zjazd polskiego towarzystwa ultrasonograficznego, Zamosc 25-38.5.2006, Ultrasonografia, Suppl 1/2006, p.21, ISSN 1429-7930. • zhodnocení anatomických poměrů •sonda je vedena jedním směrem v souhlasné rovině s její podélnou osou •nesmí dojít k odchýlení od skenované oblasti •pohyb musí být plynulý, nesmí se vracet •nutný ideální kontakt s povrchem těla nad vyšetřovanou oblastí • V součastnosti umožňují výkonné procesory kontinuální zobrazení rozsáhlý ultrazvukových obrazů. Sondou volně pohybujeme přes vyšetřovanou oblast. CEUS Čech, E. a spol.: Ultrazvuk v lékařské diagnostice a terapii. 1982, s. 44. •vysoký rozdíl akustické impedance •vysoká odrazivost UZ vlnění •vysoký kontrast vzduch 0,0004 voda 1,52 [Pa.s.m-1] Contrast Enhanced UltraSound DOPPLEROVSKÉ MODALITY Dopplerův princip Dopplerův efekt - frekvenční posuv •rozdíl frekvence vyslané a přijaté (Df = f0 – f1) •velikost frekvenčního posuvu je přímo úměrná frekvenci, rychlosti krevního toku a kosinu úhlu, který svírá směr uz vln a tok krve –kritická mez nad 60° •výpočet rychlosti pohybujících se elementů • c v f f a cos 2 0 = D Df – frekvenční posuv c – rychlost šíření uz vlnění f0 – frekvence sondy a – úhel insonace v – rychlost toku Dopplerův efekt - frekvenční posuv •2 • 5000000 s-1 • 0,3 ms-1 • 0,5 • 1580 ms-1 949 s-1 (Hz) Δf = sonda 5 MHz cos 60° = 0,5 rychlost šíření zvuku v měkkých tkáních Silbernagl S., Despopoulos A.: Atlas fyziologie člověka, Praha, Avicenum, 1984, 735 21 – 08/5,s. 140–142. Hrazdira, I., Mornstein, V.: Úvod do obecné a lékařské biofyziky, 1998, ISBN 80–210–1822–4. rychlost toku krve 30cm/s 100 Velké žíly 0,4–1 Vlásečnice 300 Aorta Střední rychlost proudu (mm/s) Oblast průtoku = •spektrum posuvů při rychlostech snímaných při uz vyšetření a použité frekvenci sondy je v rozmezí stovek až tisíců Hz c v f f a cos 2 0 = D Dopplerův efekt • •změna frekvence je determinována rychlostí • intenzita signálu je determinována množstvím pohybujících se elementů (např. krvinek) •směr průtoku při pohybu k sondě (od sondy) - BART •průtok směrem k sondě je zobrazen ve spektru nad nulovou linií •průtok směrem od sondy je zobrazen ve spektru pod nulovou linií kontinuální Doppler •dopplerovské systémy s kontinuální nosnou vlnou (CW) •nejjednodušší zařízení •nemodulovaná nosná vlna •chybí axiální rozlišení, tj. nelze určit hloubka, ze které signál přichází •dva elektroakustické měniče (krystaly) –vysílač –přijímač •oba měniče jsou vůči sobě skloněny ve velmi tupém úhlu •v oblasti zájmu se překrývají •je-li v oblasti zájmu více cév Þ záchyt signálu ze všech cév oblasti Þ součet signálu Þ nelze odlišit rychlost toku v jednotlivých cévách •využití: tužkové Dopplery, cévní chirurgie •měří libovolně velké rychlosti pulzní Doppler •pulzní dopplerovské systémy (PW) •jeden elektroakustický měnič, který střídavě ultrazvukové vlnění vysílá a přijímá •sonda pracuje ve střídavém, tj. pulzním režimu •rytmus vysílání se označuje jako opakovací frekvence a je v horní oblasti frekvencí omezen dobou potřebnou ke zpětnému návratu odraženého signálu •doba mezi vysláním a příjmem ultrazvukového impulzu je úměrná vzdálenosti cévy od ultrazvukové sondy •umožňuje záznam rychlostního spektra toku krve v cévě •vyšší mechanická energie 1/1000 vysílač, 999/1000 přijímač duplexní a triplexní zobrazení •duplexní –kombinace dvojrozměrného dynamického zobrazení (B-mode) a pulsního dopplerovského měření •triplexní –kombinace B zobrazení se spektrální křivkou a barevným dopplerem triplex duplex B zobrazení barevný Doppler •Synonyma: barevné dopplerovské mapování průtoku, Color Doppler Imaging (CDI), Color Flow Mapping (CFM). •kombinace B obrazu s pulzním Dopplerem • •výseč –ze které je dopplerovská informace analyzována a zobrazena barevných pixelech, které jsou graficky zakomponovány do nezávislého B-obrazu –sběr dat podél jedné linie min. 3x –– snížení obnovovací frekvence •sady odrazů jsou porovnávány na fázové posuny •neumožňuje přesnou kvantifikací rychlostí •zobrazí toky i v cévách, kde již nelze použít spektrální křivku pozor na šířku okna ! NEVÝHODY: - zobrazení střední rychlosti toku - ¯ frame rate (50-150ms) - sklon k artefaktům při pohybech VÝHODY: - identifikace toků i v malých cévách - určení směru toku krve - přibližné stanovení rozsahu rychlostí dopplerovský úhel •sklon vysílaných uz vln •a = 0° = maximum frekvenčního posuvu = absolutní hodnota rychlosti měřeného toku (cos 0° = 1) •úhel > 60° ~ nelze přesně kvantifikovat toky •90° ~ žádný signál (cos 90° = 0) •90° ~ krev není vůči sondě v pohybu dopplerovský úhel chyba (%) 90° 60° 0° 0 50 100 nevyšetřovat při dopplerovském úhlu výrazně přesahujícím hodnotu 60° céva 90° 60° 0° a steering •lineární sondy •malá možnost sklopení •elektronické sklopení dopplerovských vln lineární sonda frame rate •frekvence obnovy obrazu •vyšší FR ~ více energie ~ větší destrukce bublin Gain a TGC tahové ovladače • Time Gain Compensation • potenciometry • zesílení ech Zoom • lupa • 8 úrovní HD - zoom • High Definition •Doplnit Depth – hloubka zobrazení • MI • snímkovací kmitočet • hloubka fokusace Fokus • optimální „zaostření“ uz svazku Zóny • až 5 • frame rate Chrome Maps fotopické vidění • čípky, mil. barev • lepší rozlišení detailů skotopické vidění • tyčinky • adaptace ! • asi 25 stupňů šedi • horší rozlišovací schopnost Dualní zobrazení doporučené intenzity ultrazvuku FDA a intentizy UZ modalit •Barnett S. B. et al. 2000 Aplikace ISPTA* (mW.cm-2) MI Měkká tkáň, cévy 720 1,9 Kardiologie 430 1,9 Vyšetření plodu 94 1,9 Oftalmologie 17 0,2 *ISPTA – space peak, time average – prostorově špičková, časově průměrná intenzita Diagnostická modalita Průměrná ISPTA* (mW.cm-2) Maximální ISPTA* (mW.cm-2) Dvojrozměrné zobrazení 17-95 180 Barevný Doppler 150 510 CW – dopplerovské přístroje 170 800 Pulsní Doppler 1400 4500 děkuji za pozornost