Adobe Systems Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity, Brno 1 Přednášky z lékařské biofyziky Ultrazvuková diagnostika jaterní cysta ren-perf2 Výsledek obrázku pro 4d ultrasound gif 2 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 ØTkáňový Doppler – zobrazení pohybu tkání ØElastografie ØUltrazvuková denzitometrie ØBezpečnost pacientů: omezování „dávek“ ultrazvuku 3 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 a zpětném rozptylu od drobnějších struktur. 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 4 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. 5 Interakce UZ s tkáněmi ØOdraz (dochází k němu typicky na rozhraních homogenních prostředí o velikosti výrazně větší, než je vlnová délka ultrazvuku, například může jít o povrchy 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 interactions Interakce UZ s prostředím Probe = sonda, reflection = odraz, refraction = lom, attenuation = útlum, back-scatternig = zpětný ropzptyl 6 Akustické parametry prostředí Rychlost UZ c závisí na pružnosti a hustotě prostředí. K - modul objemové pružnosti, ρ – hustota prostředí: ve vodě a v měkkých tkáních c = 1500 až 1600 m·s-1, v kostech kolem 3600 m·s-1 7 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 Adobe Systems Define footer – presentation title / department 8 9 Při kolmém dopadu UZ na rozhraní mezi prostředími s různým Z část vln prochází a část se odráží. Čím větší je rozdíl akustických impedancí 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 Z: svaly 1,7, játra 1,65, mozek 1,56, kost 6,1, voda 1,48 (MPa·s/m) 10 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 11 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. 12 fkjBez názvu1 Impulsní odrazová metoda rozhraní Přijatý signál Čas – vzdálenost rozhrani 13 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 Impulsní odrazová metoda 14 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. ØAmplituda ech je úměrná intenzitě odraženého vlnění (amplitudová modulace) ØVzdálenost mezi echy na obrazovce je přibližně úměrná skutečným vzdálenostem mezi tkáňovými rozhraními. ØMetoda je dnes využívána jedině v oftalmologii. 15 echofig1 A-zobrazení – jednorozměrné A-scan-česky vrstvička gelu Výsledek obrázku pro ultrazvuk v oftalmologii Adobe Systems Define footer – presentation title / department 16 17 M-zobrazení (na ústupu) 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 (tak by se jevily na obrazovce) se pohybují vertikálně, horizontální posun záznamu je způsoben pomalou časovou základnou. Zobrazené křivky představují pohyb tkáňových struktur. plice Stěna hrudníku plíce 18 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 prakticky všech ultrazvukových zobrazovacích metod. B-zobrazení - dynamické 19 sondaUZ 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 lineární. 20 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.) B-zobrazení - dynamické Vzorkováním rozumíme odečítání numerických hodnot signálu ve velmi krátkých (a vhodně zvolených) časových intervalech 21 B-zobrazení - dynamické Výsledek obrázku pro echokardiografie 22 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. Výše 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“). Základní charakteristiky sonogramů 23 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 histologicky neliší. Cystou však prošlo více akustické energie a více se jí tedy mohlo odrazit. Sonografie 24 Omezení! – absorpce UZ roste s jeho frekvencí = menší hloubka průniku Kompromisní frekvence 3-5 MHz – proniká do hloubky kolem 20 cm Prostorové rozlišení 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. 25 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. Prostorové rozlišení sonografie (povinné pro RA) 26 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) Prostorové rozlišení sonografie 27 Intervenční sonografie ØIntervenční sonografie se využívá hlavně při provádění punkcí Ødiagnostických – punkce tenkou jehlou pro odběr vzorků tkáně na histologické vyšetření Øterapeutických – navádění injekcí, pro aspiraci obsahu cyst nebo abscesů, výpotků atd. Ø ØPunkce může být provedena „z volné ruky“ – sonda je blízko místa punkce – nebo je punkční jehla naváděna speciálním punkčním vodicím nástavcem. https://theultrasoundsite.co.uk/region-specific-ultrasound-guided-injections/ultrasound-guided-inje ctions-wrist-hand/ 28 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 29 Echokontrastní prostředky - použití FNH 18s Kontrastní zobrazeni ložiskové nodulární hyperplazie v játrech zobrazení v arteriální fázi 18 s po aplikaci bolusu kontrastní látky CEUS+ CEUS+ technology uses the unique properties of ultrasound contrast agents.  When stimulated with low MI frequencies, the oscillating micro bubbles reflect both basic frequencies and harmonic signals. Zesílení kontrastu pomocí mikrobublin u jater a ledviny http://www.medicalimagingtech.com/us-rs80a 30 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. Harmonické zobrazení harm harmzobr 31 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 32 - 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. Princip trojrozměrného (3D) zobrazení http://i01.i.aliimg.com/img/pb/363/457/469/469457363_664.jpg 33 Trojrozměrné zobrazení v reálném čase (4D) Čtvrtým rozměrem je čas. Výsledek vyšetření je sice zajímavý, ale z lékařského hlediska povětšinou nadbytečný. Představuje sice malé, ale zcela zbytečné riziko – odkazujeme na princip ALARA. Výsledek obrázku pro 4d ultrasound gif https://giphy.com/gifs/4d-14jU1PuglaN1v2 34 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 35 Využití Dopplerova jevu při měření rychlosti toku krve Pohybujícím se reflektorem (zpětně rozptylující strukturou) jsou vlastně erytrocyty. Princip Dopplerova jevu 36 Dopplerovské UZ měření toku krve je založeno na rozdílu mezi frekvencí UZ vlnění vysílaného 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. Princip měření toku krve 37 Obecný princip měření toku krve Povšimněte si úhlu alfa! 38 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 39 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 40 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 vlastně definuje velikost vzorkovacího objemu (tento objem by měl zahrnovat celý průměr vyšetřované cévy). Systémy s impulsním vlněním - PW 41 Aliasing – artefakt měření. Při vysoké opakovací frekvenci impulsů se může horní část křivky rychlostního spektra objevit v oblasti záporných rychlostí. Jev souvisí s nedostatečnou vzorkovací frekvencí pro krátké impulsy ultrazvuku. Aliasing lze částečně upravit snížením nulové linie. Projevuje se i přeskočením barev např. z červené na modrou v místě rychlého toku krve – viz dále. Systémy s impulsním vlněním - PW 42 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 43 Základní spektrální křivky směrové impedanční OBR37 obr Nízkoodporové: tepny mozkové, tepny parenchymatosních orgánů Vysokoodporové: tepny kosterních svalů 44 figure2 DUPLEXNÍ metoda Umístění vzorkovacího objemu (vlevo) a spektrální záznam rychlosti krve ve stenotické a. carotis communis (vravo) 45 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. 46 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 47 Triplexní metoda Stenóza a.carotis (asi 60%) Cartoid Artery Stenosis 48 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 (perfuse tkání a orgánů) - Nezobrazuje se směr toku. Power Doppler of Carotid Bifurcation obr Karotická bifurkace Perfuze ledvinou 49 Barevné zobrazení pohybu 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 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). 50 Elastografie 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 ultrazvuku. V současné době dominuje v 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 a 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. 51 Elastografie 52 SWE elastografie fantomu se dvěma oblastmi různé elasticity. V horní části elastogram, v dolní části šedý ultrazvukový obraz. 53 Ultrazvuková denzitometrie Je založena na měření rychlosti UZ v kosti 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 54 Ultrazvuková denzitometrie densitometr Ultrazvuková denzitometrie patní kosti Adobe Systems Bezpečnost pacientů: snižování „dávek“ ultrazvuku (viz též přednášku o biologických účincích ultrazvuku) 56 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 Výstupní výkon měniče ØU každého přístroje může být jiný ØZvyšuje se, přejdeme-li od běžného zobrazení B k barevnému zobrazení toku. 57 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. Rozlišujeme: 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 58 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: kde P je negativní amplituda akustického tlaku a f je frekvence ultrazvuku udaná v MHz. 59 Zdůvodněnost ØŽádné komerční demonstrace na lidech ØŽádný výcvik na studentech ØŽádná „ultrazvuková videa na památku“ nebo nadměrné používání v porodnictví 60 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 Adobe Systems Autoři: Vojtěch Mornstein, Ivo Hrazdira, Pavel Grec Obsahová spolupráce: Carmel J. Caruana Grafika: Lucie Mornsteinová Poslední revize: září 2024 http://www.freehotgame.com Bad%20Hair%20Day