Principy ultrazvukového vyšetření historie nB mode od 1952 nkonec 60 let – dynamické zobrazení n1974 duplexní technika zvuk nmechanické vlnění ve hmotném prostředí nrychlost šíření ve vzduchu 330 m/s n nInfrazvuk 0-16 Hz nSlyšitelný zvuk 20 Hz-20 kHz nUltrazvuk 20 kHz-10 MHz nHyperzvuk >10 MHz n n ultrazvuk npodélné mechanické vlnění s frekvencí nad 20 kHz nčástice kmitají ve stejném směru kolem své rovnovážné osy a to ve směru šíření zvuku nnositelem energie jsou samotné molekuly prostředí nšíření vlnění není spojené s přenosem hmoty, přenáší se pouze energie nmůže se šířit jen hmotou, nikdy ne ve vakuu njde o periodické zahušťování a zřeďování prostředí, ve kterém se šíří n fyzikální vlastnosti nodraz nna rozhraní dvou prostředí s výrazně rozdílnou hustotou, a to tím více, čím větší je rozdíl mezi jejich hustotami nrozptyl nvzniká na mikroskopických rozhraních, kterých velikost je menší než vlnová délka vysílaného ultrazvuku nohyb, lom nvzniká na rozhraní dvou prostředí, když vlnění nedopadá kolmo nabsorpce npostupně ztrácí svoji energii při průchodu hmotou (formou tepelné energie) n odraz rozptyl absorpce lom Rozhraní prostředí nízká impedance vysoká impedance Pro ultrazvuk využíváme odraz mechanického vlnění směrem k sondě. Odraz závisí na rozdílu impedance tkání. Čím je rozdíl impedance větší, tým je i odraz vlnění větší – obrazově vyhodnoceno jako hyperecho.Když není odraz žádný – homogenní prostředí ( není rozdíl impedance, např.voda) – obrazově vyhodnoceno jako anechogenní bod. rychlost šíření nzávisí na hustotě prostředí (jak daleko jsou od sebe jednotlivé částice a jak rychle jsou schopné si předat svůj kmitavý pohyb) n nměkké tkáně 1540 m/s nkosti 4000 m/s nmají vysokou hustotu a blízko u sebe uložené molekuly nvzduch 330 m/s nmolekuly daleko od sebe akustická impedance ninterakci mezi ultrazvukovým vlněním a prostředím, popisuje veličina akustická impedance (Z). nakustická impedance je daná součinem hustoty prostředí a rychlosti, kterou se ultrazvuk v tkání šíří. noznačuje odpor, který klade prostředí šíření ultrazvuku. npři vysoké hustotě prostředí molekuly těsně vedle sebe způsobují, že jejich zahušťování a ředění je energeticky velice náročné a velká část energie se ztrácí ve formě tepla. n nTyto rozdíly v akustické impedanci umožňují tvorbu dvourozměrného obrazu. n typy zobrazení nA – amplituda,množství odražené energie nM – zachycení pohyblivé struktury A obrazem, nahrazení výchylek časové základny obrazovými body nB – brightness, dvourozměrné zobrazení nintenzita obrazu – echogenita nsměr a hloubka odrazu echogenita nnezávisí na fyzikální hustotě látek n nHyperechogenní – velký rozdíl impedance mezi tkáněmi nHypoechogenní –malý rozdíl impedance mezi tkáněmi nAnechogenní – není rozdíl impedance nkrev, moč, žluč, výpotek, cysty n! Na UZ nelze rozlišit ! n popis přístroje nzobrazovací jednotka nzáznamové jednotky nsondy novládací panel + klávesnice nelektronické obvody – buzení piezoelektrických elementů sondy hdi ar_iu22_main_en starší generace UZ přístrojů - moderní přístroj s LCD a dotekovými panely typy ultrazvukových sond Mechanická sonda: umožňují B zobrazení v reálném čase na principu mechanického vychylování svazku, který je generován jedním měničem umístěným na otočné hlavici. Sektorová sonda: 2-3 MHz všechny měniče jsou uspořádána do krátké lineární řady a jsou buzeny součastně, ale s různou fází.Dochází k elektronickému vychylování svazku v sondě s úzkou základnou. Konvexní sonda: 2,5-5 MHz měniče jsou uspořádány do konvexně vyklenuté řady. Lineární sonda: 5-17 MHz měniče jsou uspořádány v jedné řadě a počet vertikálních obrazových řádků je úměrný počtu měničů. Umožňují spektrální i barevný dopplerovský záznam Obrázek4 jiné typy sond ntransvaginální, esofageální, transrektální, endoluminální nvždy platí – čím bližší je umístění sondy k zobrazovanému objektu – tím vyšší frekvence je možné využít – kvalita UZ obrazu je vyšší vytváření ultrazvukového vlnění npiezoelektrický efekt – rozkmitání pomocí vysokofrekvenčního napětí – zdroj mechanického vlnění npolykrystalický ultrazvukový měnič biologické účinky ntepelné nv důsledku absorbce akustické energie nnetepelné biologické účinky nkavitace – prahový jev, vznik plynových bublin v podtlakové fázi UZ vlny – rezonují nebo kolabují nprincip ALARA, As Low As Reasonably Achievable nindexy akustického výkonu nTI kostní, měkkých tkání, lebeční poměr nastaveného akustického výkonu k výkonu vyvolávajícímu vzestup teploty o 1st. - do 4 nMI do 1,9 artefakty nreverberace nakustický stín ndorsální akustické zesílení nzrcadlení nskvrnové artefakty – při velkém zvětšení – neodpovídá struktuře tkáně Doppler nChristian Doppler (1803-1853) nprincip formulován v roce 1842 npřibližuje-li se zdroj zvuku o konstatní výšce tónu (frekvenci) směrem k pozorovateli, vnímá pozorovatel výšku tónu vyšší, rozdíl mezi frekvencemi záleží na rychlosti pohybu nplatí pro všechny druhy vlnění Christian Doppler význam dopllerova jevu v ultrasonografii ndopplerovský frekvenční posun nspektrum posuvů při rychlostech v těle a použité frekvenci sondy – rozmezí stovek – tisíců Hz – slyšitelný frekvenční rozsah dopplerovské měniče ns nemodulovanou nosnou vlnou (kontinuální nosná vlna) ns impulsně modulovanou nosnou vlnou (pulzní systémy) duplexní a triplexní metoda nduplexní nkombinace dvojrozměrného dynamického zobrazení a impulsního dopplerovského měření ntriplexní nkombinace B zobrazení se spektrální křivkou a barevným dopplerem přístrojové nastavení npulsní repetiční frekvence npočet pulsů za sekundu nomezení aliasingu, nyquistův limit – limit, kdy přijímame ještě neskreslené frekvenční posuny (rychlostní limit, frekvence posunu) nvysoká PRF – snižuje citlivost k pomalým tokům ndopplerovský kurzor ndopplerovský úhel nwall filtr npriorita barevného záznamu – barva ncitlivost barevného záznamu – počet UZ impulsu podél jedné vertikální linie – nejméně 3 přístrojové nastavení npersistence barevného záznamu nprůměrování barevné informace npříjmové zesílení nvýstupní výkon nfrekvence UZ – volba sondy doplerovské spektrum nve vzorkovacím objemu je dopplerovská informace o rychlosti toku analyzována pomocí Fourierovy transformace a zobrazena jako dopplerovské spektrum – časový průběh rychlosti nrozdíl mezi vyslanou a přijatou frekvencí je úměrný rychlosti krve a kosinu úhlu, který svírá směr dopplerovského signálu a tok krve – krit. mez nad 60st. npři vzniku dopplerovských odrazů se uplatňuje rozptyl – Tyndalův ndopplerovský frekvenční posun ngrafické vyjádření závislosti rychlosti krevního toku na čase barevný dopler nbarevně vyjádřená dopplerovská informace vložená do standardního B obrazu nsemikvantitativní, přibližný rozsah rychlostí energetický doppler nzobrazuje celou energii dopplerovského signálu – úměrná ploše vymezené spektrální křivkou nmálo závislá na dopplerovském úhlu nnedochází k aliasing efektu nmnožství pohybujících se krvinek- energie (amplituda) dopplerovského signálu artefakty u dopplerovského vyšetření nAliasing nnízká pulzní repetiční frekvence nzvýšit PRF nposun nulové linie nsonda s nižší frekvencí, zvýšit úhel insonace nnejednoznačnost lokalizace zdroje nvysoká PRF nartefakty relativního směru toku npohybové artefakty nbarevné artefakty z anechogenních struktur nnastavení priority barevného záznamu n artefakty u dopplerovského vyšetření nzrcadlový artefakt npokud se vyšetřovaná céva nachází proximálně od výrazně odrazivé struktury interpretace dopplerovského záznamu npřítomnost toku nsměr toku nrychlost toku charakteristika toků nrychlostní profily nzátkový profil nstejná rychlost v celém profilu, ascendentní aorta, spektrální okno nparabolický profil nv malých cévách noploštělý parabolický profil nstřední velikost tepen, úzké spektrální okno n nlaminární, turbulentní proudění – Reynoldsovo číslo nviskozita krve, průměr cévy, hustota krve nve spektr. záznamu – rozšíření spektra na obě strany n charakteristika toků nkvantifikace impedance núhrnný odpor nnízkoodporový tok – orgány s potřebou vysokého minutového průtoku – vnitřní karotidy, aa. renales nvysokoodporový tok – končetinové tepny nRI=s-d/s nové techniky nTisue harmonic imaging npřijímač zachycuje kmity harmonické – násobky vysílané frekvence, narůstají s hloubkou, nízká amplituda nkmity vznikají ve tkáňových strukturách v důsledku nelineárního šíření budícíhu impulsu ndvojnásobky frekvencí – úzkopásmový signál, aby se oblast harmonických frekvencí nepřekrývala s frekvencemi základními ntechnika inverzní fáze – umožňuje použít větší šíři pásma nkontrastní látky nsono CT – obraz skládán z několika úhlů n nové techniky nPanorama – zobrazení větší plochy než rozsah sondy ( provedeno sčítáním více obrazů) n n n n n3D zobrazení n kontrastní látky n1968 - po fyziologickém roztoku nrezonance mikrobublin, velikost 1-10um nprvní generace – sekundy ndruhá generace – průnik plicním řečištěm, ne změny v echogenitě tkání ntřetí generace – zvyšují echogenitu i tkání n nvýhodná kombinace s harmonickým zobrazením Charakterizace ložisek jater pomocí kontrastního UZ nmožnost sledování sycení ložiska v celém časovém průběhu ( CT, MR – ve fázích provedeného skenu) ntémeř bez kontraindikací kontrastní látky ncharakterizace ložisek dle sycení v čase obdobná jako na jiných modalitách Hemangiom , nativně , 10, 20, 40 a 90 sek od aplikace k.l. Zvuk •Vyšší frekvence = vyšší rozlišení, horší penetrace •Nižší frekvence = vyšší penetrace, horší rozlišení • nZákladní princip tvorby UZ obrazu – odrazy UZ vln na rozhraní dvou prostředí s odlišnou akustickou impedancí. nOdrazy (echa) lze zobrazit v 2D obraze, intenzita odražené energie vyjádřena na škále šedi (silná echa nejsvětlejší) Použití UZ ndutina břišní – hlavně parenchymové orgány, ale i tenké a tlusté střevo nštítnice, prsa, povrchové měkké tkáně obecně nklouby, šlachy, svaly nUZ mozku u malých dětí (fontanela) n UZ břicha Jaterní metastázy UZ štítnice Cysty UZ prsu Cysta Recidiva tumoru Dopplerovské vyšetření Větvení VFC Výhody UZ vyšetření nbezpečná, levná a dostupná metoda nprakticky neexistují kontraindikace ndostupnost u lůžka pacienta nznačné prostorové rozlišení, především u vysokofrekvenčních sond nmožnost Doppler. zobrazení toku, prokrvení n n n n Nevýhody, limitace nmnožství artefaktů nsubjektivní vyšetření nomezená vyšetřitelnost u obézních pacientů nšpatná přehlednost DB při zvýšené plynatosti GIT (pankreas) n Princip CT zobrazení Obr12 04 05a 15b Z historie n1963 Allan Mac Leod Cormack položil základy výpočetní tomografie n1972 fyzik Godfrey Newbold Hounsfield na těchto základech zkonstruoval první klinicky použitelný výpočetní tomograf n1979 oba obdrželi Nobelovu cenu za medicínu n1987 revoluční objev slip-ring technologie a následný vznik spirálního (helikálního) CT Tvorba CT obrazu obecně nSkládá se ze tří fází: nSkenovací fáze – sběr dat dle zvolených parametrů nRekonstrukční fáze – zpracovává získaná data a vytváří tzv. digitální obraz (matice pixelů) nFáze konverze – z digitálního obrazu je vytvořen viditelný analogový obraz (stupně šedi) n n n Princip CT tomografie nJe založen na měření absorpce rentgenového záření tkáněmi lidského těla s použitím mnoha projekcí a následného počítačového zpracování obrazu. nRentgenka emituje úzce kolimovaný svazek záření ve tvaru vějíře, který prochází vyšetřovaným objektem a je registrován sadou detektorů přeměňujících prošlá kvanta rentgenového záření na elektrický signál, který je digitalizován a dále zpracováván. nKomplex rentgenka – detektory vykonává během expozice synchronní pohyb okolo vyšetřovaného objektu tak, že rentgenka je vždy na protilehlé straně vyšetřovaného objektu než detektory. 01 Princip CT skenování - schematické znázornění rotačního pohybu rentgenky a detektorů okolo vyšetřovaného objektu nV rámci jednoho oběhu o 360° získá systém běžně 400 – 700 projekčních měření absorpce daného objektu z různých úhlů. nVýpočetní tomografie (stejně jako např. ultrazvuk nebo magnetická rezonance) představuje metodu tomografickou, tzn. prezentující obraz konkrétní (typicky transverzální) vrstvy n vyšetřovaného objektu o předem n definované tloušťce, která je n dána kolimací (vycloněním) primárního svazku záření. Generace CT přístrojů I. nZ hlediska technické realizace prodělala výpočetní tomografie několik generačních kroků. Skenery první generace používaly rotačně-translačního pohybu rentgenky a jediného detektoru; rentgenový svazek byl kolimován v podstatě do jednorozměrného lineárního tvaru. Doba výstavby jednoho skenu představovala několik minut. 02 Generace CT přístrojů II. nDruhá generace CT přístrojů pracovala rovněž na principu rotačně-translačního skenování, doba výstavby obrazu se však zmenšila na 10 – 20 sekund při použití nikoliv jednoho, ale sady 10 – 50 detektorů 03 Generace CT přístrojů III. nPřístroje třetí generace zavedením široké sady 300 – 600 detektorů uspořádaných do části kružnice a pokrývajících při dané projekci celý objekt mohly odstranit translační složku pohybu a převést jej tak na jednoduchý a rychlejší, čistě rotační pohyb. nDnes nejpoužívanější typ. nSkenovací časy ze zkrátily na pouhé 1-4s. 04 Generace CT přístrojů IV. nU přístrojů čtvrté generace tvoří sada detektorů úplnou kružnici okolo vyšetřovaného objektu (složenou až z 1000 detektorů), kterými již není tedy nutno pohybovat; v gantry CT přístroje se otáčí okolo vyšetřovaného již pouze rentgenka. nV praxi se kvůli zkreslující geometrii zobrazení a špatnému vyvážení rotoru nerozšířily. 05 Kategorie CT přístrojů nRůzné modifikace systémů třetí a čtvrté generace pracují v klinické praxi běžně dodnes – označujeme je jako tzv. konvenční skenery. nRentgenka u nich v gantry vykoná jednu otáčku ve směru hodinových ručiček a po posunu stolu do roviny další vrstvy vykoná otáčku opačným směrem (mezi jednotlivými skeny se tedy její pohyb zastavuje). Zdroj: https://www.radiologycafe.com/radiology-trainees/frcr-physics-notes/acquiring-an-image-part-1 nKontinuální jednosměrnou rotaci systému rentgenka – detektory umožnilo zavedení tzv.„slip - ring technology“. Pevné kabely jsou zde nahrazeny systémem po sobě klouzajících kontaktů a prstenců z vodivého materiálu. nTento technický prvek umožnil rychlé rozšíření revolučního, tzv. spirálního, přesněji helikálního způsobu skenování (helix = šroubovice, spirála=plošná křivka). nCelý rozsah vyšetřované oblasti je zde snímán jedinou expozicí, při níž komplex rentgenky s detektory vykonává více kontinuálních rotací kolem vyšetřovacího stolu s nemocným, který je rovnoměrně posunován skrze gantry 06 nDoba jedné otáčky rentgenky o 360° se dnes pohybuje od 0,25 do 1 sekundy. Zásadními výhodami spirálního CT vyšetření je jednak skutečně volumetrické, a nikoliv „vrstvové“ získávání obrazových dat, jednak podstatné zkrácení celkového skenovacího času. Proto je možno vyšetřit značný kraniokaudální tělesný rozsah při jediném zadržení dechu nemocného, optimálně časovat skenování po i.v. podální k.l. a provádět vysoce kvalitní obrazové rekonstrukce. nV současnosti se tedy můžeme setkat v zásadě s dvojí kategorií CT přístrojů: první tvoří dnes již ustupující – raritní konvenční skenery, do druhé řadíme CT přístroje umožňující provádět vyšetření jak konvenčním, tak spirálním způsobem. nDalším obrovským technologickým pokrokem na poli spirálního způsobu skenování bylo zavedení systémů s několika řadami detektorů nad sebou, což umožnilo současné získávání obrazových dat z více (4,16,64…) vrstev v rámci jediné otočky rentgenky 07 Kolimace svazku záření a sběr dat z více obrazových vrstev najednou u tzv. multidetektorového (multi-slice)CT Multidetektorové (multi-slice, víceřadé ) CT nTo s sebou přináší možnost podstatného zkrácení vyšetřovacího času, a to při stejném nebo dokonce i lepším rozlišení (tloušťce vrstvy). Běžné spirální CT je schopno za danou rotační periodu rentgenky (např. 1 s) pokrýt kraniokaudální rozsah 20mm dvěma navazujícími 10mm vrstvami při stoupání (pitch) = 2. nNaproti tomu u multidetektorového CT jsme schopni za stejnou dobu obdržet celkem osm navazujících 5mm vrstev při ekvivalentním stoupání = 8 (2 x 4 řady detektorů), tzn. že i při poloviční tloušťce vrstvy se kraniokaudální rozsah pokrytí zdvojnásobí 08 Srovnání standardní a multidetektorové technologie spirálního CT vyšetření. nTechnologie multidetektorového CT tak představuje významný posun k možnosti izotropního geometrického rozlišení ve všech třech rovinách, tedy např. k tvorbě diagnosticky rovnocenných multiplanárních (koronárních a sagitálních) obrazových rekonstrukcí 09 Původní axiální 1mm vrstva (a) a koronární rekonstrukce s téměř identickým geometrickým rozlišením (b) z vyšetření hrudníku multidetektorovým CT přístrojem Původní axiální 1mm vrstva a koronární + sagitální rekonstrukce z vyšetření hrudníku jednořadým spirálním CT přístrojem ct0001 ct0003 ct0002 ct2 Divertikulitida sigmoidea, sigmoideovesikální píštěl nDivertikulitida, perikolický absces nfokální ztluštění stěny m.m. nplyn v m.m. Princip výstavby CT obrazu nSada digitalizovaných údajů o absorpci záření vyšetřovaným objektem, kterou zaznamenaly detektory, bývá označována jako tzv. hrubá data („raw data“). nÚdaje o absorpci z jednotlivých projekcí jsou pomocí specifického rekonstrukčního algoritmu, tzv. filtrované zpětné projekce, transformovány v obrazová data, tj. do výsledného dvourozměrného obrazu sestaveného z matice bodů. nKaždý bod obrazové matice, tzv. pixel (z angl. picture matrix element) je vykreslen v konkrétním odstínu šedi v závislosti na absorpčních vlastnostech odpovídajícího detailu tkáně v rámci vyšetřované vrstvy. Ostíny jsou vyjádřeny tzv. Hounsfieldovým absorpčním koeficientem (též Hounsfieldova jednotka, CT číslo, Hounsfield unit = HU) 10 Schematické znázornění grafické prezentace jednotlivých obrazových bodů – pixelů v obrazové matici 3 x 3 bodů. Odstínům šedi jednotlivých pixelů (vlevo) odpovídají naměřené hodnoty absorpčních koeficientů – Hounsfieldových čísel (vpravo). Princip výstavby CT obrazu nSada digitalizovaných údajů o absorpci záření vyšetřovaným objektem, kterou zaznamenaly detektory, bývá označována jako tzv. hrubá data („raw data“). nÚdaje o absorpci z jednotlivých projekcí jsou pomocí specifického rekonstrukčního algoritmu, tzv. filtrované zpětné projekce, transformovány v obrazová data, tj. do výsledného dvourozměrného obrazu sestaveného z matice bodů. nKaždý bod obrazové matice, tzv. pixel (z angl. picture matrix element) je vykreslen v konkrétním odstínu šedi v závislosti na absorpčních vlastnostech odpovídajícího detailu tkáně v rámci vyšetřované vrstvy. Ostíny jsou vyjádřeny tzv. Hounsfieldovým absorpčním koeficientem (též Hounsfieldova jednotka, CT číslo, Hounsfield unit = HU) 10 Schematické znázornění grafické prezentace jednotlivých obrazových bodů – pixelů v obrazové matici 3 x 3 bodů. Odstínům šedi jednotlivých pixelů (vlevo) odpovídají naměřené hodnoty absorpčních koeficientů – Hounsfieldových čísel (vpravo). nProtože však ve skutečnosti nevyšetřujeme plochu, ale objem, nelze opomenout skutečnost, že každý dvourozměrný bod matice CT obrazu reprezentuje ve skutečnosti úhrnnou absorpci malého trojrozměrného objektu ve tvaru kvádru - voxelu (z angl. volume matrix element), jehož tloušťka je dána tloušťkou vrstvy, tedy kolimací. 11 Výsledná denzita (stupeň šedi) každého pixelu představuje ve skutečnosti úhrnnou průměrnou denzitu trojrozměrného objektu - voxelu, jehož tloušťka se rovná tloušťce vrstvy (šipky). nČím nižší je absorpce záření v daném voxelu, tím tmavší odstín odpovídajícího pixelu. Ploše jednoho pixelu je přiřazena jedna číselná hodnota absorpčního koeficientu, celý pixel je proto homogenní. nHodnota denzity vyjadřuje stupeň absorpce v jednotlivých tkáních, vztažený k absorpci rtg záření ve vodě. nZ toho plyne, že voda má denzitu rovnou nule. n nRozlišovací schopnost CT (počet párů čar na mm) je v porovnání s analogovým obrazem nižší, ale těžiště CT techniky nespočívá v rozlišení geometrickém, nýbrž ve vynikajícím rozlišení kontrastním (rozlišení různých absorpčních koeficientů – denzit). n nNa Hounsfieldově stupnici byly definovány dva fixní body: –1000 HU odpovídá absrobci vzduchu, hodnota 0 -vody. nRozložení denzit biologických tkání je značně nerovnoměrné. Většina měkkých tkání vykazuje denzity v relativně velmi úzkém rozmezí, výjimkou je pouze tuková tkáň se y zápornými hodnotami cca –100 HU. Denzity spongiózní kosti přesahují +100 HU, kompakta vykazuje denzity vyšší než cca +300 HU 12 Rozložení tkáňových denzit na Hounsfieldově škále. Absorpční koeficienty velké většiny biologických tkání leží v relativně úzkém rozmezí přibližně od –100 HU do +100 HU (zvětšená stupnice vpravo). Tuk nLidské oko není schopno běžně rozlišit více než 20 – 30 odstínů šedi, kdežto CT dává možnost rozlišení denzit v rozsahu 4000 HU. Proto nepracujeme s celou šíří Hounsfieldovy stupnice, neboť velké rozmezí denzit by se nám „slilo“do jednoho odstínu šedi. nRozsah stupňů šedi se proto přizpůsobuje (zužuje) tzv. CT oknem. Podle tkání, které se mají zobrazit, se nastavuje střed okna (window center). Okolo této úrovně se ještě nastaví šířka okna (window width), tedy rozmezí struktur, které mají být zobrazeny v jednotlivých odstínech šedi. n 13 Nastavení maximální šířky okna na 4096 HU u kostního okna: rozlišíme pouze čtyři odlišné denzity: vzduch, tuk, měkké tkáně (včetně mozku a mozkomíšního moku) a kost. Naproti tomu v úzkém mozkovém okně (šířka 120 HU, střed 35 HU) je rozlišení měkkých tkání lepší, za cenu ztráty kontrastního rozlišení v tkáních s denzitou zasahující mimo nastevené okno (např. v kosti). Kostní okno Mozkové okno Kostní okno Mozkové okno Podání kontrastní látky při CT vyšetření – způsoby aplikace nintravaskulární – intravenózní, intraarteriální (iodové k.l. – ionické či neionické, většinou hyposmolární; jsou nefrotropní) nperorální (izodenzní - voda, hypodenzní -vzduch, hyperedenzní – iodové či baryové) nintrakavitální (zředěná iodová ionická k.l.) Intravenózní k.l. nDůvody použití: nNativně se denzita měkkých tkání, parenchymatózních orgánů a cévního systému liší jen málo, aplikuje se ke zvýraznění jejich kontrastu nVýznamné je nitrožilní podání kontrastní látky v diferenciální diagnostice nádorových onemocnění. nKontrastní náplň cév je nezbytná při CT zobrazování onemocnění kardiovaskulárního systému nPo vyloučení ledvinami dovoluje zobrazit dutý systém, močovody a močový měchýř a posoudit tak jejich morfologii, patologické procesy včetně poruch vylučování. Intravenózní k.l. nKontraindikace nAlergická reakce na jod v anamnéze, POLYVALENTNÍ ALERGIE (alergoidní reakce z lavinovitého uvolnění histaminu a šokový stav ) nRenální insuficience (nefrotoxický účinek- mohou způsobit akutní renální insuficienci) n nHyperthyreóza (zvýšený příjem jodu do organismu, může způsobit akutní thyreotoxikózu) n Intravenózní k.l. – komplikace podání nAlergická reakce - způsobena vyplavením histaminu – urtika, dušnost, šokový stav s hypotenzí, vagová reakce s bradykardií, křeče n nAdverzivní reakce - následkem chemotoxicity k.l., větš. sucho v ústech, nausea či až zvracení nParavaskulární podání - možné trofické následky Postup CT vyšetření 1.určení rozsahu oblasti zájmu a nastavení orientace roviny vrstev 2.nastavení skenovacích (akvizičních) parametrů 3.nastavení obrazových (rekonstrukčních) parametrů 4.následné zpracování obrazu (postprocessing) a zhotovení definitivní obrazové dokumentace Postup CT vyšetření n1. určení rozsahu oblasti zájmu a nastavení orientace roviny vrstev nzhotovení tzv. topogramu = přehledný sumační rtg snímek. Neslouží pro stanovení diagnózy, ale k výběru oblasti zájmu a nastavení orientace vrstev. Roviny získaných vrstev jsou následně znázorňovány přímo do topogramu a jsou číslovány dle pořadí. Základní vyšetřovací rovinou je rovina transverzální (axiální), její sklon můžeme modifikovat naklopením gantry 23 01 n2. nastavení skenovacích (akvizičních) parametrů n3. nastavení obrazových (rekonstrukčních) parametrů n nSkenovací a obrazové parametry je třeba důsledně rozlišovat, neboť se možnosti jejich vlivu na výsledný CT obraz mohou velmi výrazně lišit. nZcela zásadní rozdíl však spočívá v tom, že skenovací parametry musíme vhodně nastavit před zahájením vlastního skenování, retrospektivně je totiž již nelze měnit. Skenovací parametry mají přímý vliv na výslednou podobu hrubých dat. (např. šířka vrstvy=kolimace, posun stolu apod.) nRekonstrukční parametry zpravidla stanovujeme již před zahájením skenování, narozdíl od skenovacích však máme možnost je měnit i po skončení skenování. (např. velikost zobrazovaného pole, výpočetní algoritmus apod.) nPřednastavené protokoly pro jednotlivé anatomické oblasti – poloautomatický systém 30 nVolbou vhodného výpočetního algoritmu (kernel) pro zpracování naměřených hrubých dat významně ovlivňujeme kvalitu konečného zobrazení tkání. Chceme-li obraz „vyhladit“, a tudíž snížit množství viditelného šumu pro lepší rozlišení měkkých tkání, volíme měkký („soft“) rekonstrukční algoritmus.Ten zajistí optimální tkáňový kontrast, takže ve výsledném obraze bude možné rozlišit od sebe dvě struktury, jejichž denzity se liší pouze minimálně (a,b) nNaopak volba rekonstrukčního algoritmu s vysokým geometrickým rozlišením (high resolution), vede ke zvýraznění tkáňových rozhraní, zvýšení ostrosti, a tím i možnosti zobrazení velmi drobných struktur, avšak za cenu zvýraznění kvantového šumu a tím i zhoršení měkkotkáňového kontrastu (c,d) nPoužívá se především pro zobrazování kostí a v kombinaci s tenkými (1 - 2mm) vrstvami je rovněž základem techniky High Resolution Computed Tomography – HRCT používané u vyšetření plicního parenchymu Rekonstrukční kernel/algoritmus V rámci rekonstrukčního algoritmu se filtrují hrubá data (raw data), která jsou poté projekována zpět pro vytvoření obrazu. Rekonstrukční kernel je filtr, který je aplikován na hrubá data zejména proto, aby byly kompenzovány artefakty vznikající při zpětné projekci. Kernel velmi výrazně ovlivňuje to, jak bude vypadat výsledný zrekonstruovaný obraz, včetně toho, jak moc vyhlazení (smoothing) nebo detailů (sharpening) bude přítomno v obraze. Použití vyhlazovacího kernelu redukuje množství šumu v obraze, ale současně způsobuje rozmazání hran (hrany nejsou tak ostré), zatímco kernel pro detaily zvýrazní šum, ale i hrany. Existuje velké množství kernelů, od výrazně vyhlazovacích až po „ostřících“ kernelů, ale i speciální kernely používané např. v kardiologii. Používané kernely mohou být také prostorově závislé, to znamená, že periferní část obrazu bude filtrována odlišně od střední části obrazu. Použití rekonstrukčního kernelu vyžaduje splnění pouze jednoho předpokladu, a to použití na hrubá data. Proto mohou být použity různé rekonstrukční kernely bez nutnosti opakovat sken pacienta. 4.následné zpracování obrazu (postprocessing) a zhotovení definitivní obrazové dokumentace nmůže posloužit k upřesnění diagnostické informace - např. volba vhodné filtrace, zvětšení obrazu, měření vzdáleností a měření denzity, zhotovení 2D nebo 3D rekonstrukcí - kvalita rekonstrukcí závisí na velikosti voxelu, rekonstrukce MIP,SSD,VRT, CT angio… n Para02 CTA krku Hodn04 2D šikmá rekonstrukce krční páteře na foramina vpravo, sklokeramický materiál v úrovni C 3-4 CTA krku. MIP ACC, ACI a ACE vpravo. Obr. b) a c) - definování kosti určené k subtrakci při tvorbě MIP. Obr07 Hodn05 CTA krku. SSD. ACC, ACI a ACE vpravo – vlevo ACC uzavřena Prizn07 75% stenóza ACI dx. dle schématu měření ECST CTA umožňuje zcela exaktní kvantifikaci stupně stenózy přímým změřením původního průsvitu a volně průtočného lumen Prizn10 CTA aorty: Tortuozita celé aorty – aneurysma serpentinum. Prizn14 CTA - A. renalis duplex dx., truncus coeliacomesentericus jako další varieta. Prizn15 V. cava superior sinistra. 05a Vícečetné fraktury obličejového skeletu, 3D rekonstrukce 08c 3D u fraktury sterna 32 Porovnání rekonstrukčního algoritmu MIP (a, vlevo) a SSD = povrchové stínování, základ virtuálních endoskopií (b, vpravo) z končetinové CT angiografie (multidetektorové spirální CT ) 34 Rekonstrukce obrazových dat ze spirální akvizice pomocí tzv. volume rendering technique (VRT) jednotlivým voxelům přiděluje různé stupně sytosti od téměř úplné transparence až po naprostou neprůhlednost . Pitch nTermín převzatý z anglického názvosloví, používá se při helikálním CT. Je to poměr mezi délkou posunu stolu během jedné rotace systému rentgenka-detektor a tloušťkou řezu. Čím je jeho hodnota vyšší, tým větší část těla můžeme vyšetřením pokrýt, tím víc ale klesá výsledná kvalita obrazu. nVyšší pitch poměrně výrazně snižuje celkovou radiační zátěž pacienta. Nastavení se většinou pohybuje v rozmezí 1,4 až 2. nPříklad: Uvažujeme-li o čase rotace 1 sekunda, tak při pohybu stolu o 5 mm za sekundu a tloušťce řezu 5 mm, bude mít pitch hodnotu 1. Bude-li pohyb stolu 10 mm za sekundu a tloušťka zůstane 5 mm, pitch bude 2. n Zdroj: https://sites.google.com/site/frcrphysicsnotes/acquiring-an-image-part-1?overridemobile=true&tmpl=% 2Fsystem%2Fapp%2Ftemplates%2Fprint%2F&showPrintDialog=1 Kolimace nKolimace neboli „vyclonění“ RTG paprsku určují tloušťku řezu. Při konvenční a spirální technice se toho dosahuje mechanicky pohyblivými clonami uloženými mezi rentgenkou a pacientem nU MDCT ale samotná kolimace neurčuje konečnou tloušťku řezu, o tom zde rozhodují hlavně detektory (tloušťka pak může být od 0.35 do 20mm). MSCT_3 Zdroj: http://www.sukupova.cz/parametry-ct-skenovani-4/ Zdroj: https://www.radiologycafe.com/radiology-trainees/frcr-physics-notes/ct-equipment Zdroj: https://www.radiologycafe.com/radiology-trainees/frcr-physics-notes/ct-image-quality Fig 1 CT zobrazení srdce Principy MR zobrazení Základní princip MR nOkolo každé elektricky nabité částice, která je v pohybu, vzniká magnetické pole nProtony v atomovém jádře rotují okolo své osy =spin a jako každá pohybující se nabitá částice vytvářejí ve svém okolí magnetické pole – lze si je představit jako miniaturní magnety. nAtomová jádra se sudým nukleonovým číslem se nechovají magneticky – tyto malé magnety se spojí ve dvojicích opačnými póly k sobě. nJádra s lichým počtem protonů mají vždy jeden nepárový, vykazují magnetický moment, k okolí se chovají magneticky. Ideálním zástupcem je atom vodíku – hojně se vyskytuje v živých tkáních a má poměrně velký magnetický moment. MS_MR_068 Základní principy MRI •metoda využívá magnetických vlastností jader atomů s lichým protonovým číslem •Rotací jader s nespárovaným protonem (kladný náboj) vzniká v okolí jádra magnetické pole, které lze charakterizovat tzv. magnetickým momentem •„Synchronizace“ magnetických momentů jader při umístění do velmi silného magnetického pole, vznik precese u Orientace vektoru magnet. momentu může být tzv. paralelní nebo antiparalelní. Paralelní orientace je energeticky méně náročný stav " nepatrně převažuje " zvolený okrsek tkáně proto vykazuje určitý vlastní celkový magnetický moment M0 Precese – pohyb jader, který je možno přirovnat k pohybu po plášti pomyslného kužele Frekvence precesního pohybu udává tzv. Larmorova rovnice: •Za normálních okolností není precesní pohyb synchronizován " celkový magnet. moment v ose x,y = 0 •K synchronizaci dojde při aplikaci elektromagnet. impulsu o frekvenci rovné Larmorově frekvenci " dojde k rezonanci a synchronizaci Aplikace elektromagnetických impulsů má dvojí účinek: 1. Synchronizace precesního pohybu jader se vznikem nenulového magnetického momentu v rovině x, y – vznik příčné složky tkáňové magnetizace. 2. Energie EM pulsu naruší stav rovnováhy – počet paralelně a antiparalelně orientovaných jader se začne vyrovnávat (90 stupňový puls) případně antiparalelní jádra převládnou (180 stupňový puls) • Zdroj:https://www.radiologycafe.com/radiology-trainees/frcr-physics-notes/t1-and-t2-signal Když EM impuls přestane působit, dojde k obnovení rovnovážného stavu 1. Opět převládne paralelní orientace jader " dochází k postupnému nárůstu magnetického momentu v ose Z (spin-lattice relaxace) Nárůst vektoru MZ vyjadřuje tzv. T1 křivka. T1 je konstanta, která odpovídá času, ve kterém vektor MZ dosáhne 63% své původní hodnoty 2. Dojde k původní „desynchronizaci“ precese jader " postupně vymizí vektor příčné magnetizace (spin-spin relaxace) T2 křivka vyjadřuje závislost poklesu vektoru příčné magnetizace. T2 je čas, ve kterém vektor MXY dosáhne 37% své původní hodnoty Když EM impuls přestane působit, dojde k obnovení rovnovážného stavu 1. Opět převládne paralelní orientace jader " dochází k postupnému nárůstu magnetického momentu v ose Z (spin-lattice relaxace) Nárůst vektoru MZ vyjadřuje tzv. T1 křivka. T1 je konstanta, která odpovídá času, ve kterém vektor MZ dosáhne 63% své původní hodnoty 2. Dojde k původní „desynchronizaci“ precese jader " postupně vymizí vektor příčné magnetizace (spin-spin relaxace) T2 křivka vyjadřuje závislost poklesu vektoru příčné magnetizace. T2 je čas, ve kterém vektor MXY dosáhne 37% své původní hodnoty Jak se tvoří MR obraz? npůsobení energie RF pulzů na tkáně vyvolá vyzáření slabého EM signálu, který lze registrovat npoužití specifických „sérií RF pulzů“, měření získaného signálu – nejčastěji sekvence „spin echo“ (SE) nebo gradientní echo (GE) nzákladní parametry sekvencí TR, TE event. TI určují charakter obrazu – T1, T2WI… nT1 v.o. – krátké TR i TE nT2 v.o. – dlouhé TR, dlouhé TE nPD – dlouhé TR, krátké TE nOsa Z – slice selection gradient – určuje, která vrstva protonů bude reagovat na RF pulzy a vydávat signál n Aplikací magnetických gradientů ve směru osy X, Y i Z lze lokalizovat zdroj signálu z těla pacienta nOsa X – frequency encoding gradient – gradient se zapne během odečítání signálu – změna frekvence určí příslušný sloupec vrstvy nOsa Y – krátké zapnutí gradientu způsobí fázový posun vlnové funkce precedujících protonů. Nutno opakovat měření tolikrát, kolik je řádků matice → matice 256x256 pixelů vyžaduje 256 měření s různou hodnotou fázi určujícího gradientu Základ MR vyšetření – SE sekvence naplikace 90 a 180st. pulzu nzapnutí gradientů v přesně daném okamžiku nregistrace signálu nzpracování dat pomocí Fourierovy transformace T2 T1 Gd Spin echo Gradientní echo nmísto 180o pulsu se použije speciální magnetický gradient nrychlé sekvence nzvýšená citlivost na nehomogenitu magnetického pole (hemosiderin, kalcifikace..) fig3a Collet_Hannelo_0007_0018 Nevýhody MRI nSilné magnetické pole! (je v něm uložen celý pacient) ntrvání vyšetření - až 60 min nomezený vyšetřovací prostor ncena = dostupnost nomezené vyšetřované pole (mozek + Cp., C+Th, Th+L) t1map Výhody MRI nneinvazivní technika nnepřekonatelný měkkotkáňový n kontrast njakákoli rovina řezu nMR angiografie, ERCP, PMG (bez kontrastní látky) nkontrastní látky - Gd (minimální riziko alergické reakce) t2map Nebezpečí v MR scaneru ? nmagnetické pole – konstatní 0,1 – 3,0 T nmagnetické pole – proměnné ngradientní cívky nvysokofrekvenční RF puls nexcitace protonů - tepelné změny ve tkáních, kovech nfrekvence v řádu desítek Mhz nzejména u high – field přístrojů zúžený vyšetřovací prostor - gantry Intera 0.5, 1.0, & 1.5T Absolutní kontraindikace I. DKochleární implantát DInzulinová pumpa – lze oddělat DCizí těleso v orbitě nebo v oku metalického nebo neznámého původu – pomůže RTG DCévní svorky intrakraniálně z neznámého materiálu (potenciálně magnetické) DNaprostá nespolupráce s pacientem DZdroj: https://radiology.ucsf.edu/patient-care/patient-safety/mri D Relativní kontraindikace I. DImplantovaný kovový materiál před méně než 6 týdny Dendoprotézy, stenty, dlahy, osteosyntetický materiál DPacienti závislí nebo vybavení jiným pomocným elektronickým zařízením – ověřit kompatibilitu Ddávkovače cytostatik, analgetik Dbiomechanické implantáty D Relativní kontraindikace II: §Klaustrofobie - strach z uzavřených prostor §lze zvládnout premedikací §První 3. měsíce těhotenství §pouze úzus, není přesně zjištěn vliv na plod §Cévní svorky z nemagnetických materiálů, kovový osteosyntetický materiál, kloubní náhrady v místě vyšetření §artefakty §Chlopenní náhrady - artefakty, abnormální funkce během vyšetření §Naslouchadla §před vyšetřením sejmout – interference = pískání §Piercing, tetování = kovové partikule §artefakty §tepelné působení Co hrozí pacientovi s kovový implantátem obecně npohyb nebo dislokace ncévní svorky – aneuryzmata, pooperační stavy nohřátí (zejména velké náhrady kloubů) – nebezpečí termického traumatu nnekvalitní, artefakty zatížené vyšetření nkovový materiál i mimo vyšetřovanou oblast, mimo použitou cívku ! T2 v.o. – vlevo parietálně hyperintenzita – edém T1 v.o. – vlevo parietálně hypointenzita – edém mozkové tkáně Tentýž pacient – o něco níž je patrno v nativním T1 obr. hypointenzní, postkontrastně se prstenčitě sytící ložisko (tumor) T1 v.o. postkontrastně – koronární rovina gyrus rectus temporální lalok vermis mozečku Sylviův akvedukt obr4 Zobrazení difuze nzobrazení časné ischémie ndiferenciální diagnostika mozkových tumorů nrozlišení prstenčitých lézí – tumor vs. absces Lymfom 31632788_1 31632788_4 nnízká celularita → omezená difuze – rozlišení od gliomů renata_2001050722185133_6_206 mostomozečkové kouty – dobře viditelné odstupy nervů STIR – potlačí signál tuku. Cardiac MR Toolbox Morphology Perfusion Assessment Great vessels Function Funkční MR 40545_2_1500 • Umožňuje rozlišení aktivních a neaktivních okrsků mozkové tkáně na základě detekce změn koncentrace deoxyhemoglobinu, ke kterým dochází v průběhu aktivace • Měření se provádí opakovaně vklidu a během aktivace – pacient je vykonává nějký specifický úkon (např. hýbe prsty apod..) Neurochirurgie – předoperační mapování lokalizace důležitých center 11 • Obrázek vlevo znázorňuje situaci před operací: Okrsek aktivity řečového centra během verbálního testu se nachází v bezprostřední blízkosti tumoru mediodorsálně. • Na obrázku vpravo je patrný stav po operaci: Okrsek aktivity během řečového centra zůstává intaktní v těsné blízkosti lůžka po resekci tumoru. U pacienta po operaci nebyl shledán žádný deficit verbálních funkcí. www.fmri.org Možné aplikace fMRI Psychiatrie – mapování rozložení aktivity v mozku u pacientů se schizofrenií Možné aplikace fMRI Srovnání výsledků fMR v testu verbální fluence u 31 letých monozygotních dvojčat diskordantních pro schizofrenii. U zdravého dvojčete (vlevo) je patrná typická aktivace v levém dolním frontálním gyru. U dvojčete nemocného schizofrenií (vpravo) je patná aktivace bilaterální, která svědčí pro snížení míry lateralizace řeči (Španěl, F., Tintěra, J., Hájek. T. et al.: Language lateralization in monozygotic twins discordant for schizophrenia. Evidence from functional MRI. Psychiatrie 2003, vol. 7, no. 4, p. 300-302.). MR obrázky: každý je jiný … t1 t1c t2 ge angio tir T1 MRA GE T1-kl T2 T1-IR Nativní obraz v T1 vážení, postkontrastně hodnocení sycení léze Gradientní obrazy, angiografie bez aplikace k.l. , inversion recovery Kavernózní hemangiom – má typicky prstenčitý okrsek bez signálu v T2 vážení, jedná se o depozita hemosiderinu po předchozích menších krváceních, v GE – tedy sekvenci gradientního echa se díky susceptibilnímu artefaktu ještě zvýrazní. T1-IR = inversion recovery sekvence.