Bez názvu4 photo1small echofig1 Přednášky z lékařské biofyziky Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity, Brno Bez názvu5 2 Image of 4D Fetal Profile photo1small ren-perf2 •Ultrazvuková diagnostika Přednášky z lékařské biofyziky Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity, Brno jaterní cysta Bez názvu5 3 Obsah přednášky ØFyzikální vlastnosti ultrazvuku a akustické parametry prostředí ØSonografie •Impulsní odrazová metoda •A-zobrazení – jednorozměrné •B-zobrazení – dvourozměrné •M-zobrazení •Základní charakteristiky sonogramů •Intervenční sonografie •Echokontrastní prostředky •Harmonické zobrazení •Princip trojrozměrného zobrazení ØDopplerovské měření toku •Princip Dopplerova jevu •Princip měření toku krve •Kontinuální dopplerovské systémy •Impulsní dopplerovské systémy •Duplexní a triplexní metoda •Power Doppler •Tkáňový Doppler – zobrazení pohybu tkání ØElastografie ØUltrazvuková denzitometrie ØBezpečnost pacientů: omezování „dávek“ ultrazvuku Bez názvu5 4 Ultrazvuková diagnostika ØUltrazvuková diagnostika se vyvíjí od začátku 50. let 20. století. Umožňuje získat obrazy příčných řezů lidským tělem, obsahující důležité informace o funkčním stavu a patologii dané části těla. Ø ØUltrazvuková diagnostika je založena hlavně na odrazu ultrazvukových vln od akustických rozhraní • ØRozlišujeme: Ø –Sonografii (A, B a M zobrazení, 3D a 4D zobrazení) –Dopplerovské měření toku krve, včetně duplexních a triplexních metod (Duplex, Colour Doppler, Triplex, Power Doppler) –Tkáňový Doppler – zobrazení pohybu tkání –Elastografii –Ultrazvukovou denzitometrii Bez názvu5 5 Fyzikální vlastnosti ultrazvuku Co to je ultrazvuk a jaké jsou hlavní akustické vlastnosti prostředí? Ultrazvuk (UZ) je mechanické vlnění s frekvencí vyšší než 20 kHz, které se šíří pružným prostředím. V kapalinách a plynech se šíří jako vlnění podélné. V pevných látkách se může šířit i jako vlnění příčné. Bez názvu5 6 Interakce UZ s tkáněmi ØOdraz (dochází k němu na hladkých homogenních rozhraních o velikosti výrazně větší, než je vlnová délka ultrazvuku, například může jít opovrchy orgánů) Ø ØRayleighův rozptyl (je typický pro malé rozměry rozhraní, např. krevních buněk, převládá v nehomogenním prostředí) Ø ØLom (nastává od kolmice z řidšího do hustšího prostředí – opačně než u světla! – někdy zkresluje obraz) Ø ØAbsorpce (přeměna UZ na teplo) –Absorpce se zvyšuje s frekvencí – opačně než u rtg záření –Absorpce je vysoká v plících, menší v kostech, nejmenší v měkké tkáni – znovu jiná závislost než u rtg záření – ØInterference: ‘speckles’ v UZ obrazech jsou výsledkem interference vln vznikajících při Rayleighově rozptylu. Jde o obrazový artefakt. Ø ØDifrakce – ohyb vlnění Bez názvu5 7 Akustické parametry prostředí: interactions Interakce UZ s prostředím – odraz a zpětný rozptyl, lom, útlum (rozptyl a absorpce) Probe = sonda, reflection = odraz, refraction = lom, attenuation = útlum, back-scatternig = zpětný ropzptyl Bez názvu5 8 Akustické parametry prostředí •Rychlost UZ c závisí na pružnosti a • • • • • • • •K - modul objemové pružnosti, ρ – hustota prostředí: •Ve vodě a v měkkých tkáních c = 1500 - 1600 m·s-1, v kostech kolem 3600 m·s-1 Bez názvu5 9 Útlum UZ vyjadřuje pokles amplitudy (rovinné) vlny podél její dráhy. Závisí na frekvenci Ix = Io e-2ax a = a´f2 Ix – výsledná intenzita, Io – počáteční intenzita, 2x – tloušťka vrstvy prostředí (odražené vlny se pohybují po dráze „tam a zpět“), a - lineární koeficient útlumu (roste s frekvencí). Jestliže a = log10(I0/IX)/2x, můžeme a vyjádřit v jednotkách dB/cm. Při 1 MHz: sval 1,2, játra 0,5, mozek 0,9, vazivová tkáň 2,5, kost 8,0. Akustické parametry prostředí Bez názvu5 10 Akustické parametry prostředí (povinné jen pro radiologickou asistenci) Útlum ultrazvuku Jestliže vyjádříme intenzitu UZ v decibelech, tj. na základě logaritmu poměru intenzity prošlé a původní (viz předchozí snímek), vidíme, že takto vyjádřené amplitudy odražených vln (ech) klesají lineárně s hloubkou odrazu. hloubka [cm] I nebo P [dB] útlum Bez názvu5 11 Při kolmém dopadu UZ na rozhraní mezi prostředími s různým Z - část vln prochází a část se odráží - čím větší je rozdíl v Z, tím je větší odraz. Akustické parametry prostředí Koeficient odrazu R – poměr akustických tlaků odraženého a dopadajícího vlnění Koeficient přenosu D – poměr akustických tlaků prošlého a dopadajícího vlnění Akustická impedance: součin rychlosti UZ c a hustoty prostředí r Z = r c (Pa·s/m) Z·10-6: svaly 1,7, játra 1,65, mozek 1,56, kost 6,1, voda 1,48 Bez názvu5 12 ØBlízké pole (Fresnelova oblast) – tato část UZ svazku je válcovitá – v ose svazku jsou velké rozdíly tlaku. ØVzdálené pole (Fraunhoferova oblast) – UZ svazek je rozbíhavý – rozložení tlaku je homogennější. ØVlevo teorie – vpravo realita (pro málo kvalitní měnič) ØZvýšení frekvence UZ nebo menší průměr měniče způsobuje zkrácení blízkého pole – rozbíhavost vzdáleného pole se zvyšuje. near-far field Blízké a vzdálené pole Bez názvu5 13 Sonografie (ultrasonografie) Pasivní UZ – vlnění o nízké intenzitě, které nemůže způsobit významné změny prostředí. V UZ diagnostice (ultrasonografii = sonografii = echografii) se používají frekvence 2 - 40 MHz a (časově průměrné, prostorově špičkové) intenzity kolem 1 kW/m2. Impulsní odrazová metoda: sonda s jedním měničem, který je současně zdrojem i detektorem UZ impulsů. Část emitované UZ energie je odražena na akustických rozhraních a táž sonda pak přijímá odražený signál. Po zpracování je signál zobrazen na displeji. Bez názvu5 14 fkjBez názvu1 Sonografie Impulsní odrazová metoda rozhraní Přijatý signál Čas – vzdálenost rozhrani Bez názvu5 15 Hlavní části UZ přístroje: Společné pro diagnostiku i terapii ØSonda s elektroakustickým měničem (měniči) ØGenerátor elektrických kmitů (spojitých, impulsních) Specifické části diagnostického přístroje ØElektronické obvody pro zpracování odraženého signálu (dnes je signál digitalizován a dále zpracováván pomocí software) Ø záznamová jednotka Ø zobrazovací jednotka Sonografie Impulsní odrazová metoda Bez názvu5 16 Sonografie A-zobrazení – jednorozměrné ØJsou zobrazovány vzdálenosti mezi odrážejícími rozhraními a sondou. ØOdrazy od jednotlivých rozhraní (mezi prostředími s různými akustickými impedancemi) jsou představovány vertikálními výchylkami od základní čáry, tj. echy. Amplituda ech je úměrná intenzitě odraženého vlnění (amplitudová modulace) Vzdálenost mezi echy na obrazovce je přibližně úměrná skutečným vzdálenostem mezi tkáňovými rozhraními. Metoda je dnes využívána jedině v oftalmologii. Bez názvu5 17 echofig1 Sonografie A-zobrazení – jednorozměrné A-scan-česky vrstvička gelu Výsledek obrázku pro ultrazvuk v oftalmologii Bez názvu5 18 Sonografie B-zobrazení – dvou-rozměrné - statické Obraz plodu v těle matky Vidíme tomogram. Jas bodů na obrazovce je dán intenzitou odraženého UZ (modulace jasu - Brightness). Statické B-zobrazení: obraz příčného řezu v rovině dané osou svazku a směrem manuálního posunu sondy po povrchu těla. Rozkvět v 50. a 60. letech 20. století. Sondy byly většinou jednoměničové. Bez názvu5 19 Sonografie M-zobrazení Jednorozměrné statické B-zobrazení ukazuje pohyby odrážejících tkání. Druhým rozměrem je u této metody čas. Statická sonda zachycuje odrazy od pohybujících se struktur. Světlé body se pohybují vertikálně na obrazovce, horizontální posun záznamu je způsoben pomalou časovou základnou. Zobrazené křivky představují pohyb tkáňových struktur. plice Stěna hrudníku plíce Bez názvu5 20 Opakované vytváření obrazů B-zobrazení vyšetřované části těla rychlým vychylováním UZ svazku mechanicky (v minulosti) nebo dnes elektronicky „v reálném čase“. Elektronické sondy se skládají z mnoha piezoelektrických měničů, které jsou aktivovány buď najednou nebo postupně. Toto zobrazení dnes představuje základ všech pokročilejších ultrazvukových zobrazovacích metod. Sonografie B-zobrazení - dynamické Bez názvu5 21 sondaUZ Sonografie B-zobrazení - dynamické UZ sondy pro dynamické B-zobrazení: elektronické a mechanické (historie), sektorové a lineární Dutina břišní je často vyšetřována pomocí konvexní sondy – kombinace sondy sektorové a lineání. Bez názvu5 22 Moderní sonografie – digitální zpracování obrazu Ø Analogová část – snímací systém Ø Analogově-digitální převodníky (ADC) Ø Digitální zpracování signálu – možnost programování (preprocessing, postprocessing), ukládání obrazů do paměti (pevné disky, CD, flash-karty atd.) Sonografie B-zobrazení - dynamické vzorkování Bez názvu5 23 Sonografie B-zobrazení - dynamické Výsledek obrázku pro echokardiografie Bez názvu5 24 • Stupeň odrazivosti – echogenita. Obrazy cyst (kapalinou naplněných) a solidních struktur jsou různé. Podle intenzity odrazů z objemu tkáně můžeme rozlišovat struktury: • • hyperechogenní, izoechogenní, hypoechogenní, anechogenní. • •Echogenita je do určité míry artefaktem ultrazvukového zobrazení. Jednotlivé světlé body, které v souhrnu vytvářejí dojem šedi, jsou v podstatě tzv. speckles, důsledky interference zpětně rozptýlených ultrazvukových vln. Výče uvedené termíny musíme chápat ve vztahu k okolním tkáním. • ØSolidní struktury (konkrementy) – vrhají akustický stín (způsobený absorpcí a odrazy UZ na těchto konkrementech) ØVzduchové bubliny a jiná silně odrážející rozhraní mohou dokonce způsobovat opakované odrazy (reverberace, „chvost komety“). Sonografie Základní charakteristiky sonogramů Bez názvu5 25 Akustický stín způsobený absorpcí a odrazem UZ ledvinovým kamenem Hyperechogenní oblast pod cystou (projev nízkého útlumu UZ během průchodu cystou ve srovnání s okolními tkáněmi) je v podstatě obrazový artefakt. Tkáň „pod“ cystou či „pod“ zdravou částí ledviny se od sebe ničím neliší. Cystou prošlo více akustické energie a více se jí tedy mohlo odrazit. Sonografie Bez názvu5 26 Omezení! – absorpce UZ roste s jeho frekvencí = menší hloubka průniku Kompromisní frekvence 3-5 MHz – proniká do hloubky kolem 20 cm Sonografie Prostorové rozlišení UZ zobrazovacího systému je dáno vlnovou délkou UZ. Jestliže jsou rozměry objektu menší než tato vlnová délka, dochází jen k rozptylu. Proto vyžaduje vyšší prostorové rozlišení vyšší frekvenci UZ. Bez názvu5 27 ØAxiální (osové) prostorové rozlišení - dáno vzdáleností dvou rozlišitelných struktur ležících v ose svazku – závisí mj. na frekvenci (při 3,5 MHz kolem 0,5 mm). ØLaterální (stranové) rozlišení – dáno vzdáleností dvou rozlišitelných struktur kolmou k ose svazku – závisí na šířce svazku. ØElevace – schopnost rozlišit dvě roviny (řezy) ležící pod nebo nad (na obr. před nebo za) zobrazenou tomografickou rovinou – závisí na frekvenci a geometrii svazku. Sonografie Prostorové rozlišení Bez názvu5 28 Nejvyšší rozlišovací schopnost zjišťujeme v nejužší části profilu UZ svazku. Fokusace – UZ svazek je konvergován na vyšetřovanou strukturu pomocí akustické čočky (tvaru vrstvy na povrchu měniče) nebo elektronicky. ØSondy mohou být univerzální nebo speciálně upravené pro různé účely s různými ohnisky. ØPolohu ohniska lze měnit u většiny sektorových sond) Sonografie Prostorové rozlišení Bez názvu5 29 Sonografie Intervenční sonografie ØIntervenční sonografie se využívá hlavně při provádění punkcí Ødiagnostických – punkce tenkou jehlou pro odběr vzorků tkáně na histologické vyšetření Øterapeutických – pro aspiraci obsahu cyst nebo abscesů, výpotků atd. ØPunkce může být provedena „z volné ruky“ – sonda je blízko místa punkce – nebo je punkční jehla naváděna speciálním punkčním vodicím nástavcem. Bez názvu5 30 Sonografie Echokontrastní prostředky -Zvyšují echogenitu proudící krve -Plynové mikrobubliny (hlavně vzduch nebo těkavé uhlovodíky) - volné - uzavřené (enkapsulované) v obalu z biopolymeru SEM mikrosnímek enkapsulovaného echokontrastního prostředku Bez názvu5 31 Sonografie Echokontrastní prostředky - použití Slide17 Zesílené vykreslení obrysů srdečních komor po aplikaci echokontrastního prostředku FNH 18s Kontrastní zobrazeni ložiskové nodulární hyperplazie v játrech zobrazení v arteriální fázi 18 s po aplikaci bolusu kontrastní látky Bez názvu5 32 Impuls o základní frekvenci f0 je vyslán do tkáně. Přijímač však nedetektuje odražený UZ o stejné (základní) frekvenci nýbrž druhou harmonickou frekvenci 2f0. Jejím zdrojem je sama tkáň (výhodné u pacientů „obtížně vyšetřitelných“). Metoda je používána též s echokontrastními prostředky – zdrojem druhé harmonické frekvence jsou kmitající bubliny. Výhodné při vyšetřování krevního zásobení některých lézí. Konvenční (vlevo) a harmonické (vpravo) zobrazení ledviny s kamenem. Sonografie Harmonické zobrazení harm harmzobr Bez názvu5 33 Sonografie Panoramatické zobrazení * Cílem této modality je souvislé sejmutí obrazu tkáně nebo orgánu v požadovaném směru a jeho převedení do paměti přístroje * Prodloužený pohled umožňuje posouzení rozměrů i morfologie celého orgánu * Metoda je doplňkem ke konvenčnímu zobrazení, které většinou poskytuje jen částečný pohled na vyšetřovanou tkáň játra, žlučník a pravá ledvina DF Panoramatický obraz epigastria Zleva: pravá ledvina, pravý lalok jater, žlučník, levý lalok jater, slezina Bez názvu5 34 - Sonda se lineárně posunuje, naklání nebo rotuje. Data o odražených signálech v jednotlivých rovinách jsou ukládána do paměti výkonného PC, který následně provádí matematickou rekonstrukci obrazu. Nevýhodou zejména starších 3D zobrazovacích systémů: relativně dlouhá doba potřebná pro matematické zpracování, cena. Sonografie Princip trojrozměrného (3D) zobrazení http://i01.i.aliimg.com/img/pb/363/457/469/469457363_664.jpg Bez názvu5 35 Trojrozměrné zobrazení v reálném čase (4D) Čtvrtým rozměrem je čas. Výsledek vyšetření je sice zajímavý, ale z lékařského hlediska nadbytečný. Představuje sice malé, ale zcela zbytečné riziko – odkazujeme na princip ALARA. Výsledek obrázku pro 4d ultrasound gif https://giphy.com/gifs/4d-14jU1PuglaN1v2 Bez názvu5 36 Dopplerovské měření toku •Dopplerův jev (posun frekvence vlnění buzeného nebo odráženého pohybujícím se objektem) lze použít pro detekci a měření toku krve, stejně jako pro detekci a měření pohybu některých akustických rozhraní uvnitř těla (srdce, stěny cév). •Přijímaná frekvence je stejná jako frekvence vysílaná zdrojem, jenž je v klidu. •Přijímaná frekvence je vyšší, jestliže se zdroj přibližuje. •Přijímaná frekvence je nižší, jestliže se zdroj vzdaluje. • DOPPLER-foto Ch. A. Doppler (1803-1853), rakouský fyzik a matematik, vyslovil svoji teorii r. 1842 v době svého působení v Praze Bez názvu5 37 Využití Dopplerova jevu při měření rychlosti toku krve Pohybujícím se reflektorem (zpětně rozptylující strukturou) jsou vlastně erytrocyty. Dopplerovské měření toku Princip Dopplerova jevu Bez názvu5 38 Dopplerovské UZ měřiče toku krve jsou založeny na rozdílu mezi frekvencí UZ vlnění vysílaných sondou a vlnění odráženého (zpětně rozptylovaného) pohybujícími se erytrocyty. Frekvence odražených vln je (ve srovnání s vlnami vyslanými) Vyšší u dopředného toku (směrem k sondě) Nižší u zpětného toku (směrem od sondy) Rozdíl mezi frekvencemi vysílaného a odraženého UZ je úměrný rychlosti toku krve. Dopplerovské měření toku Princip měření toku krve Bez názvu5 39 Dopplerovské měření toku Obecný princip měření toku krve Bez názvu5 40 1)Výpočet dopplerovské změny frekvence (posunu) fd 2)Výpočet rychlosti „reflektoru“ (erytrocytů) v 1) 2) fv – frekvence vysílaného UZ vlnění α – úhel sevřený osou UZ svazku a vektorem rychlosti reflektoru c – rychlost UZ v daném prostředí (kolem 1540 m/s v krvi) Dopplerovské měření toku Závislost nadhodnocení rychlosti na úhlu dopadu α (je-li zařízení nastaveno na a = 0, tj. cosa = 1) a - úhel sevřený osou vysílaného UZ svazku a vektorem rychlosti reflektoru overestimation Bez názvu5 41 1)Systémy se spojitým (kontinuálním) vlněním – CW (continuous wave). Používají se pro měření toku v povrchových cévách, a to bez možnosti hloubkového rozlišení. Používají se relativně málo. 2) 2)Systémy s přerušovaným – impulsním vlněním – PW (pulsed wave). Umožňují měřit tok s přesnou hloubkovou lokalizací. Měření vysokých rychlostí toku v hloubce je omezené. Dopplerovské měření toku Bez názvu5 42 Sonda má pouze jeden měnič, který slouží střídavě jako vysílač a přijímač. Měření rychlosti a směru toku krve v cévách je hodnoceno v tzv. vzorkovacím objemu s nastavitelnou velikostí a hloubkou. Trvání impulsu definuje velikost vzorkovacího objemu (tento objem by měl zahrnovat celý průměr vyšetřované cévy). Dopplerovské měření toku Systémy s impulsním vlněním - PW Bez názvu5 43 Aliasing – artefakt měření. Při vysoké opakovací frekvenci impulsů se může horní část křivky rychlostního spektra objevit v oblasti záporných rychlostí. - aliasing lze částečně upravit snížením nulové linie - aliasing nelze odstranit při rychlostech nad 4 m/s Nyquistův limit Dopplerovské měření toku Systémy s impulsním vlněním - PW Bez názvu5 44 DUPLEXNÍ metoda Je kombinací dynamického B-zobrazení (zobrazuje se morfologie vyšetřované oblasti včetně cév) a impulsního dopplerovského systému (měření rychlostního spektra toku krve). Tímto je umožňováno vyšetřování toku krve uvnitř srdce nebo v hluboce uložených cévách (rychlost, směr a charakter proudění). Dopplerovské měření toku Bez názvu5 45 Dopplerovské měření toku Základní spektrální křivky směrové impedanční OBR37 obr Nízkoodporové: tepny mozkové, tepny parenchymatosních orgánů Vysokoodporové: tepny kosterních svalů Bez názvu5 46 figure2 DUPLEXNÍ metoda Umístění vzorkovacího objemu (vlevo) a spektrální záznam rychlosti krve ve stenotické a. carotis communis (vravo) Bez názvu5 47 Dopplerovské měření toku Barevné dopplerovské zobrazení Obraz se skládá z černobílé a barevné části. Černobílá část obsahuje informaci o odrazivosti a struktuře tkání. Barevná část informuje o pohybech ve vyšetřované oblasti. (Barva je odvozena od průměrné rychlosti toku.) Přístroj zobrazuje distribuci a směr proudící krve jako dvojrozměrný obraz. BART pravidlo – blue away, red towards. Tok krve od sondy je kódovaný modrou barvou, tok k sondě je kódovaný červenou barvou. Jas je úměrný rychlosti, turbulence jsou zobrazeny zelenými skvrnami. Bez názvu5 48 Dopplerovské měření toku TRIPLEXNÍ metoda Kombinace duplexní metody a barevného kódování krevního toku Normální nález toku krve v a. carotis communis (vlevo) a v a. renalis dx (vpravo – barevně zvýrazněno) ACI obr Bez názvu5 49 Dopplerovské měření toku TRIPLEXNÍ metoda Stenóza a.carotis (asi 60%) Cartoid Artery Stenosis Bez názvu5 50 Dopplerovské měření toku Metoda POWER DOPPLER (tzv. energetický Doppler) - Využívá se veškerá energie dopplerovského signálu. - Pouhá detekce toku krve jen málo závisí na tzv. dopplerovském úhlu dopadu. - Zobrazují se i velmi pomalé toky (perfuze tkání a orgánů) - Nezobrazuje se směr toku. Power Doppler of Carotid Bifurcation obr Karotická bifurkace Perfuze ledvinou Bez názvu5 51 Dopplerovské měření toku Barevné zobrazení tkání (TDI - Tissue Doppler Imaging) Barevné kódování informace o rychlosti a směru pohybu tkání Zobrazují se rychlosti 1 - 10mm/s. TDI a. carotis communis během systoly obr Bez názvu5 Elastografie •Elastografie je zobrazovací modalita napodobující palpaci. Východisko: patologické změny tkáně se projeví změněnými mechanickými vlastnostmi, např. tuhosti. Nádory vykazují většinou větší tuhost než zdravé tkáně. Metoda poskytuje rekonstrukci vnitřní struktury měkkých tkání na základě měření odpovědi na kompresi z povrchu těla. Tyto vlastnosti závisí mj. na jejich mikroskopické i makroskopické organizaci. Tkáně navíc vykazují vedle pevnosti a pružnosti též viskoelastické a poroelastické vlastnosti (poroelasticita je specifická pružnost porézních materiálů, jejichž póry vyplňuje kapalina). 52 Bez názvu5 Elastografie •Elastické vlastnosti tkáně nelze posoudit z prostého sonogramu. Proto bylo vypracováno několik UZ elastografických metod: •Statická kompresivní elastografie (Strain-Stress Elastography), při níž byla deformace tkáně vyvolána tlakem vyšetřovací sondy. Elastografie impulzem akustické radiační síly (Acoustic Radiation Forced Impulse Elastography), u níž byl tlak vyvolán silným impulzem radiační síly. •V současné době dominuje v UZ elastografii technika elastografie střižnými vlnami (SWE – Shear Wave Elastography), která místo tlakového účinku sondy využívá radiační síly ultrazvukové vlny – viz obr. Komprese se dosahuje poměrně dlouhými opakovanými fokusovanými impulzy podél zobrazovací linie, které dávají vznik akustickým střižným (příčným) vlnám, které se šíří mnohem pomaleji než podélné, jejichž rychlost je úměrná elasticitě tkáně (Youngovu modulu). Částice prostředí se pohybují s amplitudou jen několika mikrometrů a zobrazení tohoto pohybu vyžaduje speciální zobrazovací mód, označovaný jako supersonické zobrazení, jehož základem je ultrarychlé zpracování obrazu (5000–20000 snímků/s). Na rozdíl od předešlé metody je informace o tkáňové elasticitě kvantitativní a barevná škála je kalibrována v kPa. • 53 Bez názvu5 Elastografie 54 SWE elastografie fantomu se dvěma oblastmi různé elasticity. V horní části elastogram, v dolní části šedý ultrazvukový obraz. Bez názvu5 55 Ultrazvuková denzitometrie •Je založena na měření jak rychlosti UZ v kosti tak i na stanovení útlumu UZ v kosti. Na rozdíl od rentgenových metod, ultrazvuková denzitometrie poskytuje také informaci o struktuře kosti a její pružnosti. • ØRychlost šíření UZ závisí na hustotě a elasticitě prostředí. Přední strana kosti holenní a zadní strana patní kosti se často využívají jako místa pro měření. Rychlost UZ je dána podílem změřené vzdálenosti a doby průchodu ultrazvuku kostí. Ø ØÚtlum UZ závisí na fyzikálních vlastnostech daného prostředí a frekvenci použitého UZ. Pro frekvence v oblasti 0,1 - 1 MHz je tato závislost téměř lineární. Útlum je vyjadřován běžně v jednotkách dB/MHz/cm. ØKlinický význam: diagnostika osteoporózy Bez názvu5 56 Ultrazvuková denzitometrie densitometr Ultrazvuková denzitometrie patní kosti Bez názvu5 Bezpečnost pacientů: snižování „dávek“ ultrazvuku (viz též přednášku o biologických účincích ultrazvuku) Bez názvu5 58 Uvážlivé používání ultrazvuku ØUZ nemá ionizační účinky, avšak protože mnohé biologické účinky UZ nebyly dosud zcela prozkoumány, je doporučováno používat UZ s opatrností. ØALARA – as low as reasonably achievable – tak nízké, jaké lze rozumně dosáhnout (expozice) • ØV praxi znamená „uvážlivé používání“ zdůvodněnost a optimalizaci Bez názvu5 59 Výstupní výkon měniče ØU každého přístroje může být jiný Ø ØZvyšuje se, přejdeme-li od běžného zobrazení B k barevnému zobrazení toku. Ø ØU M-zobrazení jsou výstupní výkony nízké, avšak dávka absorbovaná ve vyšetřované oblasti je relativně vysoká, protože svazek UZ je stacionární. Bez názvu5 60 Indikátory rizika ØAby bylo možno vyhnout se nebezpečným expozicím, byly zavedeny dva indexy. Jejich hodnoty (různé pro různé orgány) jsou často zobrazovány na obrazovce přístroje a neměly by být překračovány. ØTepelný index (TI): Vyjadřuje možný nárůst teploty za předpokladu neměnné polohy měniče –TIS: pro průchod UZ měkkou tkání –TIB: nachází-li se v blízkosti ohniska svazku kost –TIC: lebka (blízký povrch kosti) ØMechanický index (MI): měřítko možných mechanických (kavitačních) biologických účinků Bez názvu5 61 Podrobněji k TI a MI Tepelný index – výstupní výkon přístroje dělený výkonem, který by způsobil zvýšení teploty o jeden stupeň za podmínek minimálních ztrát tepla (bez průtoku krve). Mechanický index (pro posouzení kavitací podmíněného rizika, zvýšené nebezpečí při použití echokontrastních prostředků: Bez názvu5 62 Zdůvodněnost ØŽádné komerční demonstrace na lidech ØŽádný výcvik na studentech ØŽádná ‘ultrazvuková videa na památku’ nebo nadměrné používání v porodnictví Bez názvu5 63 Optimalizace ultrazvukové expozice ØMinimalizace TI a MI a používání správných indexů (TIS, TIB, TIC) Ø ØOvěřování akustického výkonu podle manuálu Ø ØPoužívat spíše většího zesílení přijímaného signálu spíše než vyšších výstupních výkonů Ø ØVyšetřování zahájit s nízkým výkonem, teprve v případě nutnosti jej postupně zvyšovat Ø ØVyhýbat se opakovanému vyšetřování a snižovat expoziční časy Ø ØNesetrvávat se sondou v jediné poloze! Ø ØVětší opatrnost při používání kontrastních prostředků, protože zvyšují riziko kavitace Ø ØPravidelná kontrola kvality ultrazvukových přístrojů Ø Bez názvu4 Autoři: Vojtěch Mornstein, Ivo Hrazdira, Pavel Grec Obsahová spolupráce: Carmel J. Caruana Grafika: Lucie Mornsteinová Poslední revize a ozvučení:březen 2020 http://www.freehotgame.com Bad%20Hair%20Day