D:\fn-brno-barva-pozitiv.jpg D:\fn-brno-barva-pozitiv.jpg Adobe Systems Ultrazvuk Základní principy, módy, technika vyšetření, indikace, kontraindikace, rizika, (ukázky na přístroji) J. Foukal + kolektiv autorů KRNM Klinika radiologie a nukleární medicíny FN Brno a LF MU Historie •1790 - Lazzaro Spallanzani – neslyšitelné zvukové vibrace u netopýrů •1880 - objev piezoelektrického jevu (Pierre Curie) •produkce a detekce ultrazvukových vln •1912 - detekce ledovců •1. světová válka - detekce ponorek •1942 – 1. využití v medicíně při detekci mozkových tumorů (Karl a Friederich Dussik) •1950 - B-zobrazení •1965 - UZ vyšetření v reálném čase •1974 - duplexní technika curie2 dussik2 •Ultrazvuk (zvuk) = mechanické vlnění •šíření kmitů pružným prostředím stlačováním a zřeďováním částic •nepřenáší se částice • •vzdálenost 2 bodů kmitajících se stejnou fází = vlnová délka • • • • • • • •Frekvence ultrazvuku > 20 kHz • • • • •Diagnostika 1-20MHz • Fyzik. vlastnosti λ ... vlnová délka [m] c ... rychlost šíření [m.s–1] f ... frekvence [Hz] infrazvuk zvuk ultrazvuk hyperzvuk 16Hz 20kHz 1Ghz Fyzik. vlastnosti •Vlnění se v tkáních šíří 2 způsoby •Podélné vlnění – částice se pohybují ve směru šíření vlny •Takto se ultrazvuk může šířit všemi typy tkání (pevné, kapaliny, plyn) • • • • • •Příčné vlnění – oscilace ve směru kolmém k šíření vlny •Pouze pevné látky (kosti) •Příčné vlny také vznikají v měkkých tkáních jako odezva elastického odporu tkáně na mechanické vibrace s nízkou frekvencí. Měření rychlosti jejich šíření využívá SWE (Shear-Wave Elastografie) • • • Podélné vlnění – šíření zvuku vzduchem, šíření UZ tkáněmi Příčné vlnění – hození kamene do vody, brnkání na strunu, SW elastografie Vznik/příjem UZ vlnění •Piezoelektrický jev •Schopnost krystalu generovat elektrické napětí při své deformaci • •Nepřímý piezoelektrický jev (elektrostrikce) •Vnější napětí působí deformaci krystalu • •Polykrystalický měnič (v sondě) •Rozkmitání měniče pomocí vysokofrekvenčního napětí -> vznik UZ vln •Odražené UZ vlny se vrací zpět •Dochází ke kontrakci a roztažení PZT desky. Generované napětí na elektrodách je přímo úměrné změnám tlaku •Výsledný elektrický signál odpovídá UZ vlně http://www.whalemedical.com/p/qz4.jpg •vyšší frekvence = vyšší rozlišení, horší penetrace • • • • • • • •nižší frekvence = nižší rozlišení, vyšší penetrace Frekvence 5 MHz 12 MHz Proč tomu tak je, si vysvětlíme dále 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 Amplitudu změníme pomocí output power (projeví se změnou MI), frekvenci lze nastavit jen u některých přístrojů (v současnotsi jich spíše ubývá) •rychlost šíření je určena charakteristikou prostředí –hustotou –tuhostí = jak daleko jsou od sebe jednotlivé částice a jak rychle jsou schopné si předat svůj kmitavý pohyb • tuhost = rychlost Zvuk - rychlost šíření hustota = rychlost 1Pa = kg. m^–1.s^–2 Převrácená hodnota (objemové) stlačitelnosti se nazývá modul objemové pružnosti zvuk - rychlost šíření Olovo 2100 m/s, 11500 kg/m^3 (je měkčí než zlato, tak má nižší rychlost) Zlato 3240 m/s, 19700 kg/m^3 Železo 5950 m/s, 7850 kg/m^3 průchod UZ vlnění tkáněmi •odraz •na rozhraní dvou prostředí s výrazně rozdílnou hustotou, a to tím více, čím větší je rozdíl mezi jejich hustotami (B mód) •rozptyl •vzniká na mikroskopických rozhraních, jejichž velikost je menší než vlnová délka vysílaného ultrazvuku (Doppler) •ohyb, lom •vzniká na rozhraní dvou prostředí, když vlnění nedopadá kolmo (vznik UZ artefaktů) •absorpce •postupná ztráta energii při průchodu hmotou • (formou tepelné energie) •roste s frekvencí a hustotou • při 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. akustická impedance •akustický vlnový odpor prostředí •odpor, který klade prostředí ultrazvuku •rozhodující veličina při odrazu a lomu UZ vln na akustických rozhraních z ... akustický vlnový odpor [N.s.m–3] ρ ... hustota prostředí [kg.m–3] c ... rychlost šíření ultrazvuku prostředím [m.s–1] rozdíly v akustické impedanci umožňují tvorbu dvourozměrného obrazu Koeficient intenzity odrazu UZ energie •vyjadřuje poměr intenzit odražené a dopadající UZ vlny na rozhraní dvou tkání o rozdílné akust. impedanci: Hoskins, P. R., et al. (2010). Diagnostic ultrasound: physics and equipment. . Ri … koeficient intenzity odrazu z … akustická impedance 1,2 … různá prostředí Koeficienty amplitud odrazu, Ri=Ra2 Homogenní prostředí: z[1] = z[2], R=0, nic se neodrazí R[A ] poměr amplitud tlaku odražené a dopadající vlny Intenzita je úměrná druhé mocnině tlaku, tedy R[i]=R[a]^2 Čech, E. a spol.: Ultrazvuk v lékařské diagnostice a terapii. 1982, s. 44. •vysoký rozdíl akustické impedance •vysoká odrazivost UZ vlnění •vysoký kontrast obrazu vzduch 0,0004 voda 1,52 [Pa.s.m-1] Bubliny (CEUS) z[1] je téměř 0, z[2]/z[2] je 1, tzn. R = téměř 1, všechno se odrazí CEUS – Contrast-enhanced Ultrasonography Intenzita ultrazvuku •= střední hodnota měrného výkonu •je určena střední hodnotou energie Es, která projde za jednotku času jednotkovou plochou orientovanou kolmo na směr šíření vlnění • • • • • •Při diagnostickém využití ultrazvuku se dosahuje vrcholových tlaků v rozmezí 0,1 - 4 MPa Žlutě přepočítáno pro měkké tkáně (Hrazdira) (Kučera-Termoakustické měření výkonu ultrazvuku) Útlum (atenuace) Ix ... intenzita v místě x I0 ... intenzita v místě x = 0 α ... koeficient útlumu prostředí x … tloušťka absorpční vrstvy •pokles intenzity ultrazvukové vlny při průchodu prostředím • • • • •Koeficient útlumu •je komplexním vyjádřením dvou základních mechanismů – absorpce a rozptylu •má rozměr decibel na metr [dB.m–1] • Útlum absorpcí •Útlum absorpcí představuje pokles energie ultrazvukové vlny přeměnou v teplo •Na této přeměně se podílí mnoho dílčích pochodů •Vnitřní tření •Relaxační jevy •Tepelná vodivost aj. •Útlum absorpcí je u většiny homogenních látek úměrný čtverci použité ultrazvukové frekvence • • Útlum rozptylem •Útlum rozptylem je mírou ztrát akustické energie, které vznikají při různosměrném odrazu ultrazvukové vlny. •Odrazy od velmi malých akustických rozhranní se neřídí běžnými zákony odrazu. Při dopadu na ně je ultrazvuková vlna rozptýlena do velkého rozsahu úhlů • •Tento druh útlumu je charakteristický pro nehomogenní látky a charakter rozptylu závisí na velikosti rozptylujících struktur a vlnové délce UZ. For a target which is much smaller that the wavelength, the wave may be scattered uniformly in all directions. For targets of the order of a wavelength in size, scattering will not be uniform in all directions but will still be over a wide angle. Útlum v běžných tkáních •vyšší frekvence = horší penetrace • • • • • • • •nižší frekvence = vyšší penetrace 5 MHz 12 MHz Útlum->penetrace Nedopplerovské modality • Módy •A mód (Amplitude modulated) •jednorozměrný UZ paprsek • •B mód (Brightness) •2D zobrazení v reálném čase •Horizontální poloha – směr odrazu •Vertikální poloha – čas resp. hloubka •Jas – intenzita odrazu • •3D, 4D • •M mód (Motion) •Jednorozměrný B-mód + čas • •Doppler… • http://www.aium.org/images/timeline/1950_1e.jpg 1949 - John Julian Wild, MD, PhD Heart, amyloidosis, M-mode G:\3D_3.jpg A-mode is a method of displaying echoes acquired in 1 dimension in which depth is represented along 1 axis and an echo amplitude is displayed along a perpendicular axis. The image shown is from the original A-mode study by John Julian Wild, MD, PhD, that revealed the differences in echo pattern between a normal stomach wall and a stomach wall infiltrated by cancer. Clap2 A zobrazení (A-mode) •„A“ - amplituda •nejjednodušší metoda •amplituda, množství odražené energie •oční • •NEVÝHODA: •není jednoznačné od jaké struktury se vlny odráží •tvar objektu nejasný •linie + amplituda • vyslaný puls à ß echo M zobrazení (M-mode) •„M“ – motion - pohyb •zachycení pohyblivé struktury A obrazem •nahrazení výchylek časové základny obrazovými body •velmi vysoká vzorkovací frekvence: až 1000 pulsů za sekundu •kardiologie •zobrazení srdce plodu pohyb srdeční stěny během kontrakce perikard krev srdeční sval B zobrazení (B-mode) •„B“ – brightness (jas, …) •dvourozměrné zobrazení •v reálném čase •intenzita obrazu – echogenita •směr a hloubka odrazu • vznik 2D obrazu (B mód) •Aby mohla při odrazu na tkáňových rozhraních vznikat jednotlivá echa musí být UZ vysílán ve formě pulzů •K zachycení odrazu 2 blízkých struktur musí být pulz krátkého trvání •Parametry •Vlnová délka •Délka pulzu •Pulzní repetiční doba •Pulzní repetiční frekvence • 401E0630 vznik 2D obrazu •UZ vysílán ve formě pulzů •detekce UZ vlny v době, kdy UZ nevysílá •dle doby návratu - výpočet hloubky odrazu signálu •dle amplitudy - přiřazení intenzity jasu pixelu na obrazovce dle nastavení přístroje (postprocessing, gain, komprese, atd.) •zobrazení bodu •totéž se opakuje několikrát v laterálním směru • vznik 2D obrazu •Na krystalu se jednotlivé elementy aktivují ve skupinách • • • • • • • •Vytvoření vysílacího fokusu – vysoká amplitudy pulzu v místě fokusu •Odlišné časování aktivace elementů • vznik 2D obrazu •Tvorba fokusu na příjmu – zpoždění signálu centrálních elementů • • • • • • • • •Apodizace – menší intenzita vnějších elementů omezí artefakty postranních svazků za cenu širšího fokusu • Rozlišení 2D obrazu •Schopnost přístroje odlišit 2 struktury uložené blízko sebe •2 druhy rozlišení •1) Axiální rozlišení – podél UZ svazku • • • • •= ½ délky pulzu •délka pulzu = vln. délka x počet cyklů v pulzu • • • • • •Závisí tedy na frekvenci Image Resolution. Ultrasound Guided Regional Anesthesia. http://usra.ca/imageresolution.php Basic Ultrasound Physics. Chapter 1. Edelman S. https://asecho.org/wp-content/uploads/2017/05/025_Edelman_Basic-Ultrasound-Physics.pdf 2 body od sebe 0,7mm rozlišení 0,45mm 2 body od sebe 0,7mm rozlišení 0,9mm Ultrasound waves are generated in pulses (intermittent trains of pressure waves) and each pulse commonly consists of 2 or 3 sound cycles of the same frequency. The pulse length (PL) is the distance traveled per pulse. Pulz musí být schopný se trefit do bodu bez toho, aby se trefil do bodu předcházejícího nebo následujícího Rozlišení 2D obrazu •2) Laterální rozlišení – kolmo ke svazku • • • •Dáno šíří UZ svazku •Šíře svazku nepřímo úměrná frekvenci •Svazek má nejmenší šíři v místě fokusu, ten můžeme upravit nastavením fokusace • • • • • •Zvýšením frekvence sondy •Zvýšíme axiální i laterální rozlišení! • http://usra.ca/images/f4.jpg Image Resolution. Ultrasound Guided Regional Anesthesia. http://usra.ca/imageresolution.php Basic Ultrasound Physics. Chapter 1. Edelman S. https://asecho.org/wp-content/uploads/2017/05/025_Edelman_Basic-Ultrasound-Physics.pdf Tloušťka řezu •Šíře UZ pulzu v rovině elevace určuje šíři řezu, tedy i množství šumu v obraze a do určité míry citlivost přístroje •Fokusaci v této rovině zajišťuje akustická čočka •vyšší frekvence = vyšší rozlišení • • • • • • • •nižší frekvence = horší rozlišení Sonda C5-1 5 MHz Sonda L12-5 12 MHz Jen ukázka lepšího rozlišení stejného obrazu (za sebou) močový měchýř, děloha, rektum) 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: 1-6 MHz •měniče jsou uspořádáné do konvexně vyklenuté řady Lineární sonda: 5-20 MHz •měniče jsou uspořádáné v jedné řadě •počet vertikálních obrazových řádků je úměrný počtu měničů Mechanické sondy se již prakticky nepoužívají Sektorové sondy mají výhodu v malé aktivní ploše, jsou proto využívány zejm. v kardiologii pro zobrazení srdce z úzkých mezižeberních prostor. Lineární sondy poskytují nejkvalitnější obraz, ale mají malé FOV (field of view) Další typy ultrazvukových sond •endokavitální (mikrokonvexní, lineární, radiální) •intravaskulární • F:\_Čejkovice 2019 - Prostata\obrázky\sonda endfire.jpg F:\_Čejkovice 2019 - Prostata\obrázky\sonda triplane.png Picture 1 of 7 Endorektální sonda mikrokonvexní, endorektální triplane sonda, endoanální cirkulární sonda Laparoskopická sonda, intravaskulární sonda Nastavení přístroje parametry • Zde uvidíme základní možnosti nastavení UZ přístroje uživatelem Přístroje obsahují pro jednotlivé sondy přednastavení (preset) pro nejčastější vyšetření (Abdomen, Renal, Venous,…), ve kterých je různě nastavena řada dalších paramaterů, které uživatel měnit nemůže. Neuvádím zde např. nastavení (střední) frekvence sondy, kterou u některých výrobců lze měnit, u některých ne (resp. si ji změní přístroj při změně jiného paramateru, např. depth) 2D Gain a TGC tahové ovladače • Time Gain Compensation • potenciometry - zesílení ech • lze i automaticky (AGC) jednorázově nebo kontinuálně • Gain – ovládá velikost zesílení vracejících se ech. Zesiluje všechna echa bez závislosti na hloubce. Navíc lze toto zesílení selektivně volit pomocí tahových ovladačů (potenciometrů) TGC (Time Gain Compensation). Tím dojde ke kompenzaci zeslabených ech, které se vrací v různém čase. Tahové ovladače nastavují tedy zesílení příjmu pro 2D obraz a M-mód v jednotlivých hloubkách. Při zobrazení Color, Doppler a Power nemají tahové ovladače žádný vliv. V případě nastavení všech ovladačů doprostřed dochází ke stejné úpravě zesílení v celém obraze. Vždy ale funguje automatické zesílení signálu z větší hloubky na základě předpokládaného útlumu signálu, tedy již při nastavení na střed můžeme získat homogenní obraz. Received echoes from focal points close to the surface require little, if any, amplification. This region is referred to as the near field. However, echoes received from focal points deep in the body are extremely weak and must be amplified by a factor of 100 or more. This region is referred to as the far field. The receiver AFE (analog front-end controller) has this unique challenge. It should be capable to adapt to both weak (far field) and strong (near field) received signals. This means that any strong echo must be conditioned so as to not saturate and distort the receive chain and any weak echo must be amplified while inducing minimal noise to determine the source of the echo. For this purpose, most of the receiver AFEs consists of: • A highly linear low noise amplifier (LNA) – whose gain is digitally programmable. Sometimes it also has programmable input impedance for improved ultrasound probe matching characteristics • A Voltage-Controlled Attenuator (VCAT) – controlled through high bandwidth analog pins, allowing for fast control (Note that some devices also provide digital attenuation control along with analog control. The digital control feature can eliminate the noise from the VCNTL circuit and ensure better SNR and phase noise for the TGC path. However, this document talks about the analog approach only). This block is capable of increasing or decreasing the gain (linear in dB) using external signal. Typically, a differential control structure is used to reduce common mode noise. Zoom • lupa • pouze zvětšení pixelu • není více informací Lupa Zvětšuje obraz v 8mi úrovních velikost detailu stejná vyšetření objemného orgánu – jater – přehlednutí HD - zoom • High Definition • výkon výpočetní jednotky přístroje je soustředěn pouze na zvolenou výseč obrazu High definition – „lupa“ s vysokým rozlišením výpočetní síla oblast zájmu omezení polem x-krát podrobnější detail Depth – hloubka zobrazení •Doplnit Ovlivní • mechanický index • někdy použitou frekvenci sondy • snímkovací kmitočet - FR • hloubka fokusace Nastavení dle vyšetřované oblasti, hloubka je ovlivněna anatomickou polohou vyšetřovaného orgánu. Při volbě hloubky se mění 2D obraz, stupnice hloubky, dále MI, TI, snímkovací kmitočet a hloubka fokusace. Dále je nutné upravit fokusaci dle oblasti zájmu. Beam Width and Pulse Diameter Characteristics of Both Unfocused and Focused Transducers Fokus • optimální „zaostření“ uz svazku Sprawls P. The Physical Principles of Medical Imaging, 2nd Edition Funkce fokus stanovuje hloubku, ve které je uz svazek optimálně zaostřen. An important characteristic of an ultrasound pulse is its diameter, which is also the width of the ultrasound beam. The diameter of a pulse changes as it moves along the beam path. The effect of pulse size on image detail will be considered in the next chapter.. At this point we will observe the change in pulse diameter as it moves along the beam and show how it can be controlled. The diameter of the pulse is determined by the characteristics of the transducer. At the transducer surface, the diameter of the pulse is the same as the diameter of the vibrating crystal. As the pulse moves through the body, the diameter generally changes. This is determined by the focusing characteristics of the transducer. • frame rate Zóny Přístroj nabízí možnost zvýšit počet fokusů až na 5. Počet fokusačních zón. Maximální počet je 5 rozptyl zón se dá měnit obraz v reálném čase – „trhavý“ Komprese •Určuje jak velký rozsah intenzit přijatého signálu se má zobrazit Compress Compress Expand Soft Tissue Strong reflection Weak reflection Visual light Dynamic Range D:\radiol\přednášky\Základy radiologie - UZ - 2015\KOMPRESE\De-ID20150123130921310.jpg dynamický rozsah –Dynamic range - poměr nejvyššího a nejnižšího signálu v dB 1-6, nižší dynamický rozsah – více kontrastu, lepší senzitivitu (hluboké malé cévy) vyšší – eliminuje šum většinou si ji uživatel stanovuje dle individuálních potřeb Komprese , dyn. rozsah •Malý DR – méně stupňů šedi (více čenobílý), obraz je více kontrastní •Vysoký DR –více stupňů šedi, hladší obraz D:\radiol\přednášky\Základy radiologie - UZ - 2015\KOMPRESE\De-ID20150123130921234.jpg D:\radiol\přednášky\Základy radiologie - UZ - 2015\KOMPRESE\De-ID20150123130921310.jpg D:\radiol\přednášky\Základy radiologie - UZ - 2015\KOMPRESE\De-ID20150123130921367.jpg dynamický rozsah –Dynamic range - poměr nejvyššího a nejnižšího signálu v dB 1-6, nižší dynamický rozsah – více kontrastu, lepší senzitivitu (hluboké malé cévy) vyšší – eliminuje šum většinou si ji uživatel stanovuje dle individuálních potřeb Gray maps •Podobný vliv na obraz jako DR •Neovlivňuje celkový počet stupňů šedi •Přiřazuje danou intenzitu signálu konkrétnímu stupni šedi (křivky) Adjusting gray maps on your image has a similar effect on an ultrasound image as changing the dynamic range., but they are different. While Dynamic Range adjusts the overall number of shades of gray, a gray map determines how dark or light you prefer to show each level of white/gray/black based upon the strength of the ultrasound signal. fotopické vidění • čípky, mil. barev • lepší rozlišení detailů skotopické vidění • tyčinky • adaptace ! • asi 25 stupňů šedi • horší rozlišovací schopnost Chroma maps Funkce chrome umožňuje nahradit intentzity ech šedého obrazu zvolenou barvou. Na slidu vidíte 4 možné barvy ech. Skotopické vidění - tyčinky, asi 25 stupňů šedi, adaptace, horší rozlišovací schopnost, Fotopické vidění – čípky, mnoho miliónů barev, vyšší intenzita světla, lepší rozlišení detailů Výrazné barevné kódování se v praxi moc nepoužívá (zvykem je ale u CEUS) Duální zobrazení •Srovnání párových struktur •Výpočet objemu Rozdělení obrazovky na 2 poloviny, obraz může vykreslovat vždy jen jedna polovina obrazovky., druhá je jen uložený obraz (užitečné při zobrazení 2 kolmých rovin a následném měření objemu struktury) Spatial Compound Imaging SonoCT, CrossXBeam, CRI, SieClear, ApliPure, … sono_ct_transducer_graphic sono_ct_build nUZ sonda vysílá svazek pod více úhly (3, 5, 7) přijaté obrazy se složí do jednoho nOmezuje artefakty – např. dorsální stínění nNeúčinné u velmi povrchových struktur n složený obraz – uz sonda vysílá uz „paprsky“ ve více úhlech, tj. tyto „paprsky“ si „ošahají“ lézi a „vidí“ ji „jakoby“ zezadu. Odražená echa se skládají v reálném čase. Jinou možností je frequency compound imaging bez SonoCT Sono CT Ledvina bez a s Compound imaging, Harmonické zobrazení je zapnuté v obou případech F:\UZ obrazky videa\lithiasa\Lang 40\4 bez SonoCT.jpg F:\UZ obrazky videa\lithiasa\Lang 40\3 SonoCT HARM.jpg bez SonoCT Sono CT F:\UZ obrazky videa\lithiasa\Kaminek nefrolithiasa\NL 2 Harmon bez SonoCT.jpg F:\UZ obrazky videa\lithiasa\Kaminek nefrolithiasa\NL 1 SonoCT Harmon.jpg HARM na obou Lepší vizualizace okraje ledviny, struktury parenchymu, méně šumu Kameny jsou více echogenní, ale mají méně výrazné okraje Omezuje akustický stín! Pozor na drobnou lithiasu! ApliPure – různá intenzita nastavení Toshiba ApliPure 0-3, ale od 2 asi dává specle reduction (ApliPure+) Harmonické zobrazení - přirozené • detekce druhého harmonického kmitočtu a potlačení základního kmitočtu vysílaného sondou • výrazné zlepšení poměru signál-šum Vznik harmonické frekvence až ve tkáni: -ta tedy urazí poloviční vzdálenost, než kdyby 2-násobnou frekvenci vysílala sonda -vznik harmonických frekvencích přináší informaci o složení tkáně Lépe zobrazuje „hlouběji“ uložené struktury – resp. existuje optimální vzdálenost, kde má největší přínos (příliš malá hloubka negeneruje dostatečný harmonický signál, přílišná hloubka vede cestou zpět k příliš velkému útlumu) HARM bez HARM F:\UZ obrazky videa\lithiasa\Lang 40\4 bez SonoCT.jpg F:\UZ obrazky videa\lithiasa\Lang 40\6 Bez SONOCT bez HARM.jpg Zvýrazní dorsální akustický stín Oba obrázky oba bez Compound imaging Lepší detekce ložisek a zejm. odlišení cyst Zvýrazní dorsální akustický stín Doporučeno používat vždy v oblasti břicha! HARM bez HARM Lepší odlišení cyst (zde ledvina) Yen CL, Jeng CM, Yang SS. The benefits of comparing conventional sonography, real-time spatial compound sonography, tissue harmonic sonography, and tissue harmonic compound sonography of hepatic lesions. Clin Imaging. 2008 Jan-Feb;32(1):11-5. •Spatial Compound Imaging + Tissue Harmonic Imaging – zlepší kvalitu obrazu a hodnocení ložisek • • F:\UZ obrazky videa\JATRA HARMONIC\Jatra 3 HARM SonoCT.jpg F:\UZ obrazky videa\JATRA HARMONIC\Jatra 5 bez HARM bez SonoCT.jpg Harmonic + SonoCT Brant WE, Helms CA. Fundamentals of diagnostic radiology. Lippincott Williams & Wilkins. (2007) Speckle reduction X-res, SRI, iClear, Adaptive Speckle Reduction, SonoHD, ApliPure+ •Speckle v UZ obraze představují specifický šum, jsou výsledkem interference vln vznikajících při Rayleighově rozptylu •Jde o obrazový artefakt, ale nese informaci o prostředí •Postprocessing •Čistší obraz, bez artefaktů Artefakty B modu a způsob jejich eliminace dorzální akustické zesílení •za strukturami s malým útlumem (např. cysty) •větší energie prošlého signálu •odrazy za cystou jsou silnější Dorzální ak. zesílení má čistě fyzikální podstatu. Při průchodu uz vlnění prostředím s nízkou akustickou impedancí /odporem/ ztrácí uz signál málo energie, v porávnání s prostředím mimo toto prostředí, např.cystu. Prošlý signál má tedy větší energii a proto odrazy za cystou jsou silnější a tak vzniká dojem oblasti s vyšší odrazivostí. Tento fenomén je však i cennou pomůckou při dif.dg. anechogenních cyst. Na stejném fyzikální principu je založený i opačný jev – akustické zeslabení. akustický stín •odraz signálu zpět nebo absorpce •oblast v akustickém stínu nelze posoudit •konkrement/kalcifikace/kost, plyn •fokusace • • • Artefakt akustického stínu vzniká při interakci uz vln s tkáňovými strukturami, kdy veškerá energie nebo alespoň její převážná část je odražena zpět nebo absorbována. Oblast ležící v aktustickém stínu nelze posoudit. Akustický stín je nepřímým průkazem konkrementu, kalcifikace nebo i silně absorbující infiltrace. Enterální vzduch může způsobit buď hypoechogenní stín, NEBO hyperechogenní - a to například v případě mnohočetných reflexí… fenomén okrajového stínu •za oválnými dutinami, např. žlučníkem •tangenciální dopad vlnění •rozptyl a lom vlnění • • žlučník Matthias Hofer: Kurz sonografie, 2005, ISBN 80-247-0956-2 je způsoben tangenciálním dopadem UZ vln na oválné struktury, např. žlučník či cysty. Za stěnou dochází k rozptylu a lomení UZ vln a vzniká stín, který je nutno odlišit od stínu např. konkrementů. reverberace (opakovaní) •opakované odrazy na paralelních odrazových plochách •komplex stejně vzdálených ech •intenzita s hloubkou klesá •dojem vnitřní struktury • (u cystických útvarů) •např.: „ohony komet“ Hrazdira Ivo: Stručné repetitorium ultrasonografie. 2003. vznikají opakovanými odrazy kolmo dopadajícího uz vlnění na paralelních odrazových plochách . Přístroj interpretuje opakované odrazy od téže struktury a delší čas návratu signálu, jako by vznikaly v hloubce tkáně. ohon komety •jedná se o zvýrazněnou reverbaci dvou přilehlých rozhraní •drobné kameny, svorky •výsledkem je slábnoucí hyperecho distálně Case courtesy of Assoc Prof Frank Gaillard, https://radiopaedia.org/cases/7922 Příkladem je adenomyomatosa žlučníku ring-down artefakt •podobný ohonu komety, ale mechanismus je jiný •speciální typ rezonančního artefaktu •spojen pouze s plynovými bublinami •UZ puls se potká s tekutinou obklopenou plynovými bublinami uspořádanými do tvaru obráceného čtyřstěnu. Tekutina rezonuje a vysílá signál zpět k UZ sondě ve formě jedné nebo více rezonančních frekvencí, •nejsou zde žádné reverberace (zpětné odrazy) Case courtesy of Dr Balint Botz , https://radiopaedia.org/cases/65567 Příkladem jsou B-linie při UZ plic artefakt zadní stěny •šikmý průchod UZ vlnění stěnou, např. žlučníku, cysty •neostré zobrazení •rozlišení např. od sedimentujícího materiálu (drobných konkrementů, drtě, krevního koagula) •vyšetřit ve 2 rovinách, změna polohy pacienta • Matthias Hofer: Kurz sonografie, 2005, ISBN 80-247-0956-2 tento artefakt může způsobit neostrost od sondy vzdálenější zadní stěny cystického útvaru, např. žlučníku, močového měchýře či cysty. Vzniká tak, že uz signál probíhá na zobrazovaný útvar nikoliv kolmo, ale šikmo. Tento artefakt může simulovat přítomnost sedimentujícího patol. materiálu, např. krevních koagul, drtě či drobných konkrementů. skvrnové artefakty - speckle •interference UZ vln •rozptyl •struktury s menší velikostí než vlnová délka ultrazvuku •sumace odrazů buněk •obraz větších celků – skvrny •parenchymové orgány, např. játra • Hrazdira Ivo: Stručné repetitorium ultrasonografie. 2003. s.a. vznikají v důsledku interference uz vln s tkáňovými strukturami, jejichž velikost je podstatně menší než vlnová délka použitého uz vlnění V důsledku prostorové a časové sumace odrazů od buněk nebo jejich skupin vzniká obraz větších celků – skvrn. Tyto tzv. skvrny ale neodpovídají skutečné struktuře tkáně. Tento druh artefaktu je typický pro parenchymové orgány, např. jaterní tkáň. Artefakt zrcadlení •zrcadlové artefakty •zdvojení obrazů Hrazdira Ivo: Stručné repetitorium ultrasonografie. 2003. zrcadlový obraz prostředí 1 prostředí 2 Zrcadlení vzniká v důsledku odrazu a lomu uz vln na plošných odrazivých strukturách, např. bránici. Uz vlny jsou odkloněny natolik, že na druhé straně bránice vytvoří zrcadlový obraz původních struktur. Zrcadlový obraz je téměř vždy slabší, někdy i méně ostrý. Vyhnout se mu můžeme nakloněním sondy – kdy buď zmizí nebo změní polohu. Artefakt postranních paprsků Side lobe artifact •způsobené postranními UZ paprsky, které jsou sice slabší, ale mohou se od výrazně odrazivého rozhraní vrátit zpět a zobrazit jej přímo v ose obrazu Zde obrázek z Dopplera, bez Dopplera nemám, ale artefakt je i v B módu Elektronický šum •interferencí jiných částí přístroje, (mobilní telefon) •také špatným nastavením přístroje •akustický výkon • 1. příklad - 2 UZ sondy zároveň do stejné oblasti (2 přístroje) Dopplerovské modality • •Johann Christian Doppler (1803-1853) • • • • • • • •fyzik a matematik •princip formulován v roce 1842, Praha •platí pro všechny druhy vlnění • • Dopplerův princip •fp - pozorovatelem přijímaná frekvence vlnění •c - rychlost šíření vlnění v daném prostředí •v - rychlost pohybu zdroje směrem k pozorovateli •fv - zdrojem vyslaná frekvence vlnění přibližuje-li se zdroj zvuku o konstantní výšce (frekvenci) tónu směrem k pozorovateli, vnímá pozorovatel výšku tónu vyšší, rozdíl mezi frekvencemi záleží na rychlosti pohybu Dopplerův princip Dopplerův efekt - frekvenční posun •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 • Df – frekvenční posuv c – rychlost šíření uz vlnění f0 – frekvence sondy a – úhel insonace v – rychlost toku Dopplerovské zobrazení • • • •změna frekvence je determinována rychlostí (budeme tedy měřit rychlost) • •intenzita přijatého signálu je determinována množstvím pohybujících se elementů (např. krvinek) • 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 Rayleighův-Tyndallův rozptyl •od čeho se UZ vlny v cévách odráží? •velikost erytrocytů (7x2mm) •vlnová délka UZ 5 MHz = 300 mm • •krev je anechogenní – nevznikají odrazy Silbernagl S., Despopoulos A.: Atlas fyziologie člověka, Praha, Avicenum, 1984, 735 21 – 08/5,s. 58 http://www.mhhe.com/biosci/esp/2001_saladin/folder_structure/tr/m1/s4/ 40-50x http://rds.yahoo.com/_ylt=A0WTb_1eJW5JjRgB0kCjzbkF/SIG=128c735oc/EXP=1232041694/**http%3A//wiki.wcp .muohio.edu/upload/7/70/Sine_wave.png http://www.mhhe.com/biosci/esp/2001_saladin/folder_structure/tr/m1/s4/assets/images/trm1s4_1.jpg čte se /rejli/ - rozptyl záření při šíření prostředím, jež obsahuje částice velikiosti řádově menšícho romzěrů než vlnová délka tohoto záření TYNDL - rozptyl světla při průchodu kalným prostředí. Rozptýlené světlo je polarizováno, zpsobuje modrou barvu oblohy, červené zbarvení Slunce při východu a západu Dopplerovské systémy •Přijímaný signál je stejný jako u B modu, obsahuje několik komponent •Stacionární tkáně •Pohybující se tkáně •Pohybující se krev •Stacionární krev •Cílem je zobrazit dopplerovské signály z krve a potlačit signál stacionárních a pohybujících se tkání • In general, Doppler signals from blood are of low amplitude and high-frequency shift , whereas those from tissue are of high amplitude and low-frequency shift . These differences provide the means by which true blood flow signals may be separated from those produced by the surrounding tissue. Kontinuální Doppler •dopplerovské systémy s kontinuální nosnou vlnou (CW) •nejjednodušší zařízení •chybí axiální rozlišení, tj. nelze určit hloubka, ze které signál přicház • •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 Kontinuální Doppler Kontinuální Doppler - demodulace • •Referenční signál • •Detekovaný signál s frekv. posunem • •Součin obou signálů • •Výsledný signál, vysokofrekvenční složka odstraněna low-pass filtrem Součinu signálu se užívá k modulaci, kdy je signál násoben modulačním signálem. Kontinuální Doppler – demodulace a high-pass filtr •Změřený signál •vysokoamplitudová složka ze stacionárních tkání a nejpomalejších rychlostí •Nízkoamplitudová složka s dopl. Posunem •Signál bez vysokofrekvenční složky • •Odstraněny nejnižší frekvence – stacionární tkáně, ale i nejnižší 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 Pulzní Doppler In a PW system it is possible to use the same element or elements for both transmit and receive. In the pencil probe only one element is needed, serving both the transmit and receive functions. The region from which Doppler signals are obtained is determined by the depth and length of the gate, which are both controlled by the operator. Pulzní Doppler - demodulace • •Referenční signál • •Detekovaný signál s frekv. posunem • •Součin obou signálů • •Vysokofrekvenční složka odstraněna low-pass filtrem, Výsledný signál zobrazuje dopplerovské posuny Detekovaný signál obsahuje jen to co prošlo electronic gate – odpovídá sample volume Pulzní Doppler •5 následných pulzů •V přijatých signálech je zvětšující se posun fáze • PW Doppler is a ‘phase-domain process’. The received ultrasound signal is shown in comparison to the reference signal for five consecutive ultrasound pulses. Also shown are the signal after the reference and received signal have been multiplied, and the final detected Doppler signal after low-pass fi ltering. The first ultrasound signal is in phase with the reference signal and the detected Doppler amplitude achieves its peak positive value. For consecutive echoes the received and reference signals become misaligned until, in the 5^th pulse of this example, they are ‘out of phase’ and the detected Doppler amplitude reaches its peak negative value. Aliasing V obrázku b body odpovídají tomu co jsem získal za výsledky z obrázku phase-domain Barevný Doppler •barevné dopplerovské mapování průtoku, Color Doppler Imaging (CDI), Color Flow Mapping (CFM) • •v B-obrazu je definovaná výseč, ze které je dopplerovská informace o rychlosti a směru toku analyzována a zobrazena v podobě barevných pixelů •sběr dat podél jedné linie minimálně 3x – snížení FR •průměrný frekv. posun • •VÝHODY: •snadná identifikace cévy, zobrazí tok i v malých cévách •určení směru toku krve - barva •semikvantitativní, přibližně stanoví rychlost •odstín •NEVÝHODY: •zobrazení střední rychlosti toku •¯ citlivost pro pomalé toky •sklon k barevným artefaktům při pohybu •¯ frame rate (50-150ms) • • • pozor na šířku okna ! Spektrální záznam •časový průběh rychlosti •podél jediné vertikální obrazové linie jsou vysílány opakované impulzy •dopplerovská informace o rychlosti toku •analyzována a zobrazena jako dopplerovské spektrum • • čas proč tam není systélické okno - příčina? 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 Energetický Doppler •Color Doppler Energy (CDE), Color Power Angio (CPA), Color Amplitude Imaging (CAI), Color Angiography, Doppler Power Mode, Power Mapping, Amplitude Mapping. • •zobrazuje celou energii dopplerovského signálu •úměrná ploše vymezené spektrální křivkou •nezávislost na •dopplerovském úhlu (kromě 90°) •rychlosti • •umožní zobrazit větší dynamický rozsah energie = i velmi pomalé toky • Hrazdira_uz_brozurka_krivka F:\UZ obrazky videa\UZ Doppler CPA\De-ID20170120191607162.jpg Energetický Doppler •pouze jedna barva •barevný odstín pixelu •přímo odpovídá amplitudě (energii) dopplerovského signálu •vyjadřuje množství pohybujících se elementů •neovlivněn Nyquistovým limitem Þ nedochází k aliasingu • •vysoká citlivost k artefaktům •neurčí směr toku ani rychlost • směrový energetický Doppler Směrový energetický Doppler •synonyma: Directional Power Doppler •umožňuje určení směru toků i rychlostí Rychlost +100 cm.s-1 -100 cm.s-1 Záporný tok od sondy Kladný tok k sondě Kolmý tok Slabý signál Další způsoby zobrazení pohubu struktur •DTI – Doppler Tissue imaging •Modifikace barevného Dopplera se snížením senzitivity a rychlostní škály •B flow •Jsou vyslány 2 komplementární pulzy, při součtu odražených pulzů jsou stacionární tkáně potlačeny • Hoskins, P. R., et al. (2010). Diagnostic ultrasound: physics and equipment. . Z brožury GE Logiq E10 MVI - Conventional flow techniques acquire a limited number of samples for each point in the flow ROI. MVI is designed to continuously acquire samples at each point in the flow ROI. Unlike traditional flow techniques that fire the entire B-Mode image sequentially and then resume the flow transmit events, this continuous MVI scan sequence transmits only parts of the B-Mode image in between individual flow firings. Radiantflow algorithms add height and depth information to CF, PDI or MVI signals to provide a 3D-like appearance. Dopplerovská USG - nastavení parametrů ??? ??? ??? ??? ??? ??? ??? ??? ??? Konvence značení • • •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 Color gain •nezávisle od 2D Gain • Zesílí se barevný signál PW gain •nezávisle od 2D Gain, Color Gain • Zesílí se signál spektrálního záznamu - křivky Priorita barevného záznamu •Color versus Gray Scale, Gray Scale - Color Supression, Color versus Echo Priority, Write Priority • •prahová hodnota intenzity v B módu •dopplerovské signály v místech vyšší intenzity ignorovány • •¯ priorita – potlačí barvu v okolí cévy • priorita – zobrazí barvu z echogenní / drobné cévy • • Vždy je nastavena nějaká prahová hodnota intenzity v B módu. Pokud je detekován dopplerovský signál z místa, které má vyšší intenzitu v B módu než nastavený práh, tak se dopplerovský signál nezobrazí (cíl – odstranit šum ze struktur, které neobsahují cévy) Citlivost barevného záznamu •color sensitivity, pulse number, line density • •počet UZ impulzů podél vertikální obrazové linie (min. 3) •více impulzů (např. 14 impulsů/linii) •vyšší barevná citlivost (pomalé toky – skrotum, lýtkové žíly) •¯ frame rate •méně impulzů (7-9) •¯ citlivost - jen rychlé toky • frame rate (echokardiografie) Perzistence barevného záznamu •color persistence, frame averaging • • persistence •lepší poměr S/Š •snažší detekce krátce trvajících hemodynamických dějů •lepší vykreslení cévních kontur •nevýhody: •stírání variací barevného obrazu v čase •pulzatilní x žilní tok Výseč vs. frame rate Steering •lineární sondy •malá možnost sklopení •elektronické sklopení dopplerovských vln lineární sonda Steering v B modu – má GE – zlepší vizualizaci jehly při biopsii, zlepšení ale jen v některém úhlu Steering •Automatická inverze barevného spektra (nastavení) Dopplerovský úhel •úhel mezi směrem vysílaných UZ vln a směrem toku krve •a = 0° = maximum frekvenčního posuvu (cos 0° = 1) •úhel > 60° ~ riziko chyby, 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 Využívat co nejmenší úhel!!! Nevyšetřovat při dopplerovském úhlu > 60°!!! céva 90° 60° 0° a D:\fn-brno-barva-pozitiv.jpg D:\fn-brno-barva-pozitiv.jpg Adobe Systems Vzorkovací objem •oblast, kde se měří signál (rychlost toku) •nastavuje se umístění, tj. hloubka •velikost • podle šíře cévy • co chceme hodnotit • • Frekvence vzorkování signálu •PRF, Scale • •vzorkovací frekvence @ počet UZ impulsů za sekundu • •Shannon-Kotelnikovův vzorkovací teorém •vzorkovací frekvence musí být minimálně dvojnásobkem nejvyšší frekvence, kterou zobrazujeme •první signál se musí vrátit před vysláním dalšího • •mezní hodnota ~ Nyquistův limit 10 min 50 min fotka aliasing efektu na obrazovce Aliasing Aliasing efekt •„přestřelování“ •podstatná ztráta informace, její zkreslení •platí pro barevné i spektrální zobrazení •Vznik závisí na •rychlosti toku –> vyhledání stenózy •nastavení přístroje (Scale) •frekvenci sondy •úhlu cévy k UZ svazku •vzdálenosti od cévy • II. ultrazvukový kongres. Čejkovice. 15.-17.1. 2009. Aliasing nepřímo závisí na frekvenci sondy (přes dopl. posun) úhlu cévy k UZ svazku (určuje dopl. posun) vzdálenosti od cévy (určuje max PRF) Baseline •Pro barevný i spektrální záznam • • Filtr •wall filter, high pass filter, thump filter • •zdroj signálu •krevní tok •nízkofrekvenční pohyby měkkých tkání – přenesené pulzace (srdce, cévy), dýchací pohyby • •jednoduchá elektronická propust •vyloučení signálů s nízkou frekvencí, např. 25-200 Hz (až 1500 Hz) •! vyloučení i signálů s malým frekvenčním posuvem (pomalé toky, např. v žilách) •! mylná diagnostika např. trombózy •Dynamic Filter • Měření průtoku TAMV……..Time-averaged mean velocity S……………plocha úhel PW gain PRF (scale) vzork. objem wall filtr priorita barev. záznamu směr toku color gain PRF Artefakty při dopplerovském zobrazení Odstranění aliasingu •Úprava Baseline •Zvýšení PRF – Scale – má limit •Mít sample volume blíže povrchu (lze mít vyšší PRF) •Snížení frekvence sondy – zmenší se frekvenční posun •Volba sondy s nižší frekvencí (konvexní) •Zvýšit úhel mezi cévou a UZ svazkem (ale < 60°) •ale ne jen nastavený úhel! • Artefakt vysoké PRF • PRF – řeší aliasing •limitace hloubkou oblastí zájmu •odrazy zaregistrovány po vyslání dalšího impulsu •lokalizace zdroje mezi zdroj a skutečnou cévu •automatická korekce • •¯ citlivost k pomalým tokům • artefakt céva céva „Artefakt“ relativního směru toku •v různých částech jedné cévy •protisměrné toky •vinuté cévy •sektorová/konvexní sonda Artefakty pohybové •srdeční činnost, cévní pulzace, respirace • amplituda ~ intenzita •¯ frekvence, tj. řádově Hz 10, 100 •dopplerovský posuv •zdroj dopplerovského signálu - nežádoucího •eliminace - filtr Indikace UZ •Dutina břišní •Parenchym. orgány (játra, žlučník, ledviny, slezina, slinivka) •Tekutina •Střeva - rozšíření stěny nebo lumen střevních kliček (zejm. zánětlivé stavy - apendicitida, divertikulitida, infekční kolitida, Crohnova choroba) •Cévy •trombóza, stenózy •Hrudník •Tekutina, (pneumothorax) •Srdce – transtorakální, transesofageální echokardiografie •Muskuloskeletální systém •hematomy, svalové ruptury, nádory, abscesy, (klouby) •Štítná žláza, slinné žlázy, uzliny, šourek, penis, podkoží •Transkraniální – děti, (transkraniální cévy u dospělých) •Transrektální, transvaginální, endosono (např. slinivky) • Co je v závorce lze vyšetřit jen omezeně pro rušivé struktury obsahující plyn nebo pevnou tkáň Obecně lze vyšetřit cokoliv, kde není problém plyn a pevné tkáně – za rozhraním tekutina/plyn a měkké tkáně nebude téměř žádný signál a tedy omezené hodnocení Biofyzikální účinky ultrazvuku Output Display Standard • Vážené kolegyně a kolegové, V povědomí laické a části odborné veřejnosti je ultrazvuková diagnostika považována za zcela bezpečnou vyšetřovací modalitu. Většina dosud zveřejněných publikací a vědeckých prácí toto mínění potvrzují, ovšem za určitých podmínek, se kterými bych Vás rád seznámil v této prezentaci. Také se zmíním biofyzikálních účincích ultrazvuku. biofyzikální účinky ultrazvuku •tepelné účinky •netepelné účinky •netepelné-nekavitační účinky tepelné účinky •absorpce a přeměna akustické energie v teplo •vnitřní tření ve tkáních, relaxační procesy • •nehomogenita struktury – větší rozdíly akustických impedancí - ohřev na akustických rozhraních •vyšší intenzita a frekvence ultrazvuku – větší ohřev • •Při vzniku tepla rozlišujeme dvě kritické teploty: •39,5 °C: poškození embryonální tkáně •41,0 °C: poškození tkáně dospělého jedince •Hrazdira I. 1993, Čech E. a spol. 1982 TEPELNÉ ÚČINKY Energie ultrazvukového vlnění uvolněná do biologických tkání se projevuje jednak účinky tepelnými, dále mechanickými neboli kavitačními a účinky netepelnými-nekavitačními. Tepelné účinky vznikají absorpcí a přeměnou akustické energie v teplo. Teplo vzniká v absorpčním prostředí dvěma základními způsoby, tj. vnitřním třením a relaxačními procesy. Jejich vzájemný poměr závisí na fyzikálních vlastnostech absorpčního prostředí. V biologických systémech je vznik tepla ovlivňován jejich nehomogenní strukturou, zvláště pokud se jednotlivé strukturní složky od sebe výrazněji liší akustickými odpory, přičemž čím je tento rozdíl větší, tím dochází k výraznějšímu ohřevu tkání. Přenos energie je samozřejmě dán také intenzitou a frekvencí ultrazvuku. netepelné účinky •Kavitace •narušení kontinuity tekutého prostředí v podtlakové fázi ultrazvukové vlny, spojené se vznikem plynových (kavitačních) bublin •Rezonanční kavitace – oscilace bublin s frekvencí UZ •Kolapsová kavitace – kolaps, nárust teploty, tlakový ráz • •Netepelné nekavitační •Mechanické účinky akustického tlaku – např. deformace buňečných membrán, NETEPELNÉ ÚČINKY - KAVITACE Netepelné neboli kavitační účinky se obvykle dělí na mechanické a chemické. Mechanické účinky jsou jevy vázané na střídavý charakter ultrazvukového pole, za současného vzniku kavitačních jevů. Jsou důsledkem především rázových vln, které vznikají v bezprostřední blízkosti kolabujících bublin, resp. střiků kapaliny v kolabujících bublinách , které se nachází v bezprostřední blízkosti fázových rozhraní. .... kavitaci si můžeme přiblížit, představíme-li si radiálně pulsující mikrobublinu velikosti řádově několik mikrometrů, při její implozi dojde k výtrysku kapaliny, který má rychlost až 100 m.s^-1, v okolí tohoto výtrysku dochází k tlakovým změnám majících hodnotu až 100-ky atm a vzniku teploty několika tisíc stupňů Kelvina. Vše ovšem ve velmi malém prostoru. Chemické účinky lze sledovat například při reakci v chemicky čisté vodě, při které se molekula vody homolyticky dělí na dva základní nestabilní produkty, které se dále mohou rekombinovat za vzniku tzv. primárních produktů sonolýzy vody, jimiž jsou volných radikálů peroxidu vodíku a vodíku. Sonochemické reakce za přítomnosti rozpuštěného dusíku vedou ke vzniku kyseliny dusité a dusičnanů, což se projevuje snížením pH prostředí. ve kterém chemické reakce probíhají. Při působení ultrazvuku na aminokyseliny a peptidy jsou nejcitlivější aminokyseliny s aromatickým jádrem, nebo heterocykly (např. tryptofan, fenylalanin). ODS – Output Display Standard •MI – mechanický index •TI – tepelný index •přenesení zodpovědnosti na lékaře ODS – Output Display Standard V souvislosti s potenciálními riziky přenosu energie ultrazvuku do tkáně vznikl systém, jehož součástí je zobrazení mechanického a tepelného indexu na obrazovce. Tak je lékař neustále informován o expozici pacienta, přičemž je tímto způsobem přenesena případná zodpovědnost na lékaře. V červeném kroužku jsou zobrazeny oba indexy. mechanický index - MI •Pr3 – akustický tlak v hloubce Zsp - hloubka •fc –nosná frekvence sondy v MHz •vyjadřuje stupeň nebezpečí poškození tkáně kavitací •závisí na frekvenci a energii vysílaného ultrazvuku MI < 1,9 MI < 0,23 – v oftalmologii • tepelný index - TI •Definice: poměr aktuálně nastaveného celkového výkonu k hodnotě energie, která by zvýšila teplotu tkáně o 1°C •Vyjadřuje stupeň nebezpečí poškození tkáně ultrazvukovým ohřevem •Bezpečné TI < 4, pro oko TI < 1 •Čas expozice maximálně 15 minut (IEC) TIS pro měkkou tkáň – „soft tissue“ TIB pro kost v hloubce ohniska - „bone“ TIC pro kost v blízké oblasti – „cranial“ Hrazdira I. 1992, Eliáš P. a Žižka J. 1998 organizace a bezpečnost ultrazvukové diagnostiky •WFUMB – World Federation for Ultrasound in Medicine and Biology •EFSUMB – European Federation for Societies of Ultrasound in Medicine and Biology •AIUM – American Institute of Ultrasound in Medicine •FDA – Food and Drug Administration •IEC – International Electrotechnical Commission •SÚKL – Státní ústav pro kontrolu léčiv •ECMUS, ECURS, ASUM a další • •IEC 601-1, 601-2, IEC 1157, Track1, Track 3 OGRANIZACE A BEZPEČNOST ULTRAZVUKOVÉ DIAGNOSTIKY Pro úplnost uvádím přehled organizací sledujících bezpečnost ultrazvuku v medicíně. Patří mezi ně Světová federace pro ultrazvuk v medicíně a biologii, Evropská federace společností pro ultrazvuk v medicíně a biologii. Dále AIUM, FDA což je Federální komise pro kontrolu léků a potravin - obdoba našeho Státního ústavu pro kontrolu léčiv a další. Žlutě jsou na slidu uvedny názvy některých předpisů, týkajících se bezpečnosti ultrazvuku, přičemž Česká republika přejala podtržené předpisy. maximální doporučené intenzity dle FDA a intenzity 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 –časový průměr vrcholových intezit 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 ALARA •„as low as reasonable achievable“ • •vyšetřuj tkáň jen takovou dobu a takovou expozicí, která je skutečně potřebná • •indikace vyšetření lege artis - zvláště při vyšetřování plodu pulsním dopplerem • • •Ultrazvuk je bezpečná a efektivní diagnostická metoda • •Neexistují studie potvrzující kauzální souvislost mezi diagnostickým ultrazvukem a potenciálními nežádoucími účinky Bezpečnost UZ diagnostiky PAMATUJ Při patřičném používání je ultrazvuk bezpečná a efektivní diagnostická metoda. V současné době neexistují žádné studie potvrzující kauzální souvislost mezi diagnostickým ultrazvukem a potenciálními nežádoucími účinky – a to při dodržování limitů FDA. Je důležité používat ultrazvuk v indikovaných případech, tzn. lege artis – zvláště při vyšetřování plodu Dopplerem Tepelný a mechanický index usnadňují orientaci při expozici pacienta, lépe umožňují expozici snížit. Děkuji za pozornost