VŠB - Technická univerzita Ostrava
Fakulta elektrotechniky a informatiky
Katedra měřicí a řídicí techniky
Lékařské diagnostické přístroje
Ultrasonografie
Martin Imramovský
Ultrasonografie
Tématické členění přednášky
 Fyzikální podstata ultrazvuku
 Interakce ultrazvuku s tkání
 Generování ultrazvukového vlnění
 Úvod do ultrasonografie
 Ultrasonografická zobrazení
 Architektura ultrasonografu
Fyzikální podstata ultrazvuku
Ultrazvukové vlnění
Ultrazvukové vlnění :
 akustické, tj. mechanické vlnění (20 kHz - 1 GHz)
 šíří se prostředím rozkmitáváním částic kolem rovnovážné polohy
V kapalinách a plynech se může šířit pouze podélné vlnění, v pevných látkách
navíc i příčné vlnění.
Vlnová délka… vzdálenost mezi dvěma sousedními částicemi kmitajícími se
stejnou fází.
-1
[m; m s , Hz]
c
f
  
Fyzikální podstata ultrazvuku
Základní akustické parametry prostředí
Rychlost šíření ultrazvukového vlnění c :
 je závislá na teplotě a fyzikálních vlastnostech prostředí
 v homogenním prostředí je konstantní
 nejpomaleji se ultrazvuk šíří v plynech, rychleji v kapalinách, nejrychleji v
pevných látkách.
-3
[m s; Pa, kg m ]
E
c

  
Činitel absorpce  :
 je souhrnným vyjádřením energetických ztrát, způsobených absorpcí,
rozptylem, ohybem, lomem a odrazem
 je obecně kmitočtově závislý, udáván v jednotkách dB.m-1.MHz-1
Při absorpci se mechanická energie kmitajících částic mění v tepelnou
důsledkem tření.
Fyzikální podstata ultrazvuku
Základní akustické veličiny
Akustický tlak p :
 důsledek šíření ultrazvukového vlnění prostředím, vznikají střídající se
zhuštění a zředění
 střídavý tlak, superponovaný na barometrický, resp. hydrostatický tlak
Intenzita vlnění I :
 množství akustické energie, procházející jednotkovou plochou
 při šíření ultrazvukové vlny klesá se vzdáleností, tzv. útlum
V homogenním, izotropním prostředí lze vypočítat intenzitu ve vzdálenosti x od
počátku, známe-li intenzitu v počátku a činitel absorpce :
2 2 2 -1
0 [W m ; W m , dB m , m]x
xI I e     
    
Další akustické veličiny :
 akustická rychlost v, akustická výchylka u, akustický výkon P, hustota
ultrazvukové energie w
Interakce ultrazvuku s tkání
Pasivní a aktivní interakce
Interakcí nazýváme vzájemné ovlivňování na tkáň působícího vlnění a
tkáně.
Pasivní interakce :
 živá tkáň svými fyzikálními vlastnostmi mění charakter ultrazvukového
vlnění, především jeho amplitudu a fázi
 změny lze zaznamenat, zpracovat a vyhodnotit tak, že mohou poskytovat
informaci o akustických vlastnostech tkáně a tím nepřímo i o její
anatomické struktuře
Aktivní interakce :
 tkání pohlcená ultrazvuková energie vyvolá změny tkáně
 primární účinky jsou dány působením mechanické energie vlnění
 tepelná energie způsobuje sekundární účinky
Působení ultrazvuku je kvalitativně i kvantitativně závislé na :
 intenzitě, frekvenci vlnění a délce jeho působení
 citlivosti, teplotě a prokrvení tkáně
Interakce ultrazvuku s tkání
Šíření ultrazvukového vlnění tkání
Akustické vlastnosti tkáně jsou ovlivněny její mikroskopickou i makroskopickou
nehomogenitou.
Rychlost šíření ultrazvuku je u měkkých tkání 14501650 m.s-1. Výrazně nižší
rychlostí se ultrazvukové vlnění šíří v plicích, výrazně vyšší v kostech.
Hodnota činitele absorpce je u měkkých tkání 0.53.5 dB.cm-1.MHz-1. Jeho
závislost na frekvenci je obecně nelineární. Útlum patologicky změněné
tkáně je většinou vyšší než útlum tkáně zdravé.
Interakce ultrazvuku s tkání
Intenzity ultrazvuku využívané v lék. diagnostice
Základní předpoklad :
 ve frekvenčním pásmu 120 MHz nevyvolávají intenzity ultrazvuku nižší
než 0,1 W.cm-1 žádné podstatné změny lidské tkáně
Mechanický index MI :
 standardní ukazatel ultrazvukového výkonu dle FDA
 podíl vrcholové hodnoty akustického tlaku k druhé odmocnině frekvence
 nabývá hodnot 02
Tepelný index TI :
 doporučený ukazatel ultrazvukového výkonu
 celkový výkon, normovaný energií, která by zvýšila teplotu tkáně o 1°C
 rozlišujeme kostní tepelný index TIb a tepelný index měkkých tkání TIs
 nabývá hodnot 0.14
Generování uzv. vlnění
Piezoelektrický jev, piezoměniče
Teoreticky :
 jakýmkoliv vhodným postupem, který v použitém materiálu vyvolá
elastickou deformaci
Prakticky :
 piezoelektrické měniče - přímý a nepřímý piezoelektrický jev
Využívané materiály :
 polykrystalická keramická piezoelektrika, Pb(Zr,Ti)O3 (PZT),
konstrukce konvenčních sond
 feroelektrické polymerové fólie, polyvinyliden difluorid = PVDF,
pro katetrizační sondy (až 500 MHz)
Úvod do ultrasonografie
Možnosti ultrasonografie
Moderní ultrasonografy nabízejí tyto diagnostické modality :
 zobrazení anatomické struktury tkání v reálném čase (A, B, 3D)
 měření rozměrů anatomických struktur
 hodnocení složení tkání (tzv. ultrazvuková denzitometrie)
 záznam a vyhodnocení pohybu tkání
 diagnostiku parametrů krevního řečiště (CW, PW, CFM, CDE)
 katetrizační vyšetření krevního řečiště
 provádění ergometrických testů
 ultrasonografické navádění biopsie
Úvod do ultrasonografie
Výhody, klinické využití
Proti dalším dvěma běžně rozšířeným zobrazovacím metodám,
výpočetní tomografii (CT) a magnetické rezonanci (MRI) má
ultrasonografie řadu výhod :
 pacient není při vyšetření vystaven účinku nebezpečného záření
 po dobu vyšetření je lékař v blízkém kontaktu s pacientem
 není nutná zvláštní příprava nemocného před vyšetřením
 pořizovací a provozní náklady jsou u ultrasonografů mnohem nižší
Lékařské obory, využívající ultrasonografii :
 kardiologie, angiologie, porodnictví, gynekologie atd.
Úvod do ultrasonografie
Základní princip ultrasonografického zobrazování
Vzdálenost, kterou vlna urazí od sondy k rozhraní a zpět, lze
stanovit ze změřeného času, který uběhl mezi vysláním impulsu a
přijetím echa náležejícího danému rozhraní.
Úvod do ultrasonografie
Základní princip ultrasonografického zobrazování
Bereme v úvahu následující zjednodušení :
 ultrazvukové vlnění se tkání šíří přímo, nejkratší možnou cestou
 ultrazvukový svazek je nekonečně tenký
 rychlost šíření ultrazvuku tkání je konstantní, známá
 přijaté echo vzniklo odrazem naposledy vyslaného impulsu
 amplituda vlnění klesá exponenciálně s uraženou vzdáleností
Ultrasonografická zobrazení
Základní rozdělení
Zobrazovací módy :
 jednorozměrné zobrazení (mód A)
 dvourozměrné zobrazení (mód B)
 trojrozměrné zobrazení
 zobrazení time-motion (mód M,TM)
 spektrální záznam
 barevné mapování průtoku (CFM)
 barevné zobrazení energie (CDE)
Zobrazení v čase :
 statické zobrazení
 dynamické zobrazení (v reálném čase)
Geometrie zobrazení
 lineární geometrie
 sektorová geometrie
Ultrasonografická zobrazení
Jednorozměrné (mód A)
Zobrazení A :
 informace o anatomické
struktuře tkáně je
reprezentována pouze
jedinou křivkou
 vzdálenost výchylek křivky je
úměrná skutečným
vzdálenostem rozhraní v
tkáni
 využívá pouze jediného
ultrazvukového měniče
Využití :
 okrajové (oftalmologie,
biometrie oka apod.)
Ultrasonografická zobrazení
Dvourozměrné (mód B), obdélníková geometrie
Zobrazení B :
 poskytuje řez tkání
 amplituda ech je
kódována do šedé škály
Lineární geometrie :
 vyšetřovaná oblast má
tvar obdélníku
 zviditelnění oblasti
blízké sondě
Využití :
 v klinické praxi běžně
používané zobrazení
Ultrasonografická zobrazení
Dvourozměrné (mód B), sektorová geometrie
Zobrazení B :
 poskytuje řez tkání
 amplituda ech je kódována
do šedé škály
Sektorová geometrie :
 možnost snímání z malé
plochy
 deformace obrazu
 relativní hustota bodů na
řádku klesá se vzdáleností
od sondy
Využití :
 v klinické praxi běžně
používané zobrazení,
nejvíce rozšířené,
perspektivní
Ultrasonografická zobrazení
Trojrozměrné (3D)
Zobrazení 3D :
 výsledný 3D obraz je
vypočítán ze série
nasnímaných 2D řezů
 většinou sektorová
geometrie
Využití :
 spíše doplňkové
 v klinické praxi zatím
není zcela rozšířeno
Ultrasonografická zobrazení
Zobrazení time-motion (mód TM)
Zobrazení TM :
 umožňuje sledování
rozsahu a rychlosti pohybu
tkáňových struktur
 sledujeme změnu pozice
echa v čase, odpovídající
změnám polohy
sledovaných pohybujících
se struktur
 často doplněno
synchronizovaným
záznamem EKG křivky
Využití :
 v kardiologii je
standardním vyšetřením
Ultrasonografická zobrazení
Spektrální záznam
Spektrální záznam :
 zobrazení spektra
rychlostní krevního toku
 využití odrazu ultrazvuku
od pohybujících se
krevních částic
 využití Dopplerova jevu,
resp. frekvenčního
posunu odraženého
signálu
Využití :
 parametry průtokové
křivky lze kvantifikovat,
následně diagnostikovat
stav krevního řečiště v
daném místě
Ultrasonografická zobrazení
Barevné mapování průtoku (CFM)
Zobrazení CFM :
 podkladem je 2D řez
tkání v šedé škále
 červenou barevnou
škálou je kódován
dopředný tok, modrou
škálou zpětný tok,
zelenou rozdíl mezi
nimi (tzv. variance)
Využití :
 orientační posouzení
stavu krevního řečiště
 pro navádění před
sejmutím spektrálního
záznamu
Ultrasonografická zobrazení
Barevné mapování energie (CDE)
Zobrazení CDE :
 podkladem je 2D řez
tkání v šedé škále
 zvláštní barevnou
škálou je kódována
energie signálu,
odraženého na
pohybujících se
krevních částicích
 ztrácíme směrovou
informaci o krevním
toku
Využití :
 zobrazování malých
cév s pomalým tokem
Architektura ultrasonografu
Blokové schéma ultrasonografu
Architektura ultrasonografu
TGC, barevné kódování
TGC (Time Gain Compensation) :
 ozvěny z rozhraní bližších sondě mají větší amplitudu než ozvěny z
rozhraní vzdálenějších, napětí na výstupu sondy se pohybuje v řádu
milivoltů až voltů - způsobeno útlumem vlnění jeho průchodem tkání
 zesilovač TGC kompenzuje tento útlum v čase, tj. jeho zesílení v čase
roste
 ultrasonografy umožňují korekci zesilovací charakteristiky TGC
zesilovače, typická uvažovaná hodnota útlumu je 0.7 dB.cm-1.MHz-1
Barevné kódování :
 po zpracování signálu a interpolaci souřadnic je amplituda ech kódována
do šedotónové škály
 pro efektivnější využití škály k zobrazování měkkých tkání je dynamický
rozsah amplitud komprimován na 50 dB
Architektura ultrasonografu
Ultrasonografické sondy
Ultrasonografické sondy :
 jsou dostupné v mnoha variantách, liší se oblastí využití (abdominální,
gynekologické, kardiologické, oftalmologické, katetrizační, bioptické atd.)
a pracovní frekvencí
 výběr pracovní frekvence se řídí faktem, že s rostoucí frekvencí klesá
hloubka průniku ultrazvukového vlnění
Základním problémem ultrasonografické techniky
je realizace vychylování ultrazvukového
svazku, jeho řízení. Rozlišujeme sondy :
 s mechanickým řízením svazku
 s elektronickým řízením svazku
V moderních ultrasonografech jsou využívány
zásadně elektronické sondy :
 lineární s postupně buzenou řadou měničů
 sektorové s fázově buzenou řadou měničů
Architektura ultrasonografu
Lineární sonda s postupně buzenou řadou měničů
 sonda poskytuje obraz s obdélníkovou geometrií
 používá se 64 až 512 piezoelektrických měničů
 nevýhodou jsou relativně velké konstrukční rozměry, potřebné pro
ozvučení dostatečně velké vyšetřované oblasti
 pro zvětšení rozlišení sondy se používá princip postupného buzení
měničů po skupinách
Architektura ultrasonografu
Sektorová sonda s fázově buzenou řadou měničů
Fázově řízená sektorová sonda umožňuje dynamickou fokusaci v režimu
příjmu i vysílání.
V režimu vysílání je ultrazvukový svazek elektronicky úhlově vychylován
fázovým posunutím budicích impulsů jednotlivých měničů, což je
realizováno pomocí nastavitelných zpožďovacích členů.
Architektura ultrasonografu
Sektorová sonda s fázově buzenou řadou měničů
V přijímací části sondy se opět uplatňují zpožďovací členy. Odražená vlna s
kulovou vlnoplochou se šíří se z místa, na které chceme přijímací část
sondy fokusovat. Na jednotlivé elementy přichází čelo vlny s různě
velkým časovým odstupem. Úkolem fokusace je vhodným nastavením
zpožďovacích členů n dosáhnout odstranění tohoto časového odstupu.
Přijaté signály ještě před sečtením váhujeme pomocí násobících členů,
abychom vzali do úvahy jejich důležitost.
Architektura ultrasonografu
Sektorová sonda s fázově buzenou řadou měničů
 větší část kanálů sondy realizujeme jako číslicovou
 v přijímací části jsou použity rychlé A/D převodníky typu flash nebo 
 délka slova je osm nebo dvanáct bitů
 frekvence vzorkování 1060 MHz
 zpožďovací členy realizujeme pomocí pamětí FIFO
 používáme oversampling, abychom se vyhnuli nutné interpolaci (z důvodu
časové diskretizace signálu)
Architektura ultrasonografu
Metody organizace měřicího cyklu
Metoda dynamické
fokusace při příjmu :
 po vyslání vlnového
svazku do určitého
směru přechází sonda
do režimu příjmu
 jako první přicházejí
echa z oblasti blíže
k sondě a jako
poslední echa
z největší hloubky
 přijímací část je v čase
postupně fokusována
do stále větší hloubky,
ve směru, kam byl
ultrazvukový svazek
vyslán
Architektura ultrasonografu
Metody organizace měřicího cyklu
Počet snímků, které jsme schopni zobrazit za sekundu :
 c … rychlost šíření ultrazvuku ve vyšetřované tkáni
 d … hloubka vyšetřované oblasti
 L … počet zobrazovaných vertikálních řádků
1 -1
[s ; m s , m, -]
2
zobrazování
c
f
d L

 
 
 od jisté hranice požadovaného rozlišení obrazu, při současném zachování dané
hloubky zobrazování, bychom již s uvedenou metodou dynamické fokusace při
příjmu neuspěli
 problém se prohloubí, budeme-li požadovat zobrazení rychlostního rozložení toku
krve v krevním řečišti, kdy sejmutí každého obrazu je zde potřeba opakovat (8x a
více)
 při hloubce zobrazení 15cm, požadovaném rozlišení 200 řádků a 8-mi opakováních
každého cyklu budeme schopni dosáhnout rychlosti zobrazování maximálně 3
obrázků za sekundu
 byly vyvinuty metody využívající tzv. syntetické apertury
Architektura ultrasonografu
Metody organizace měřicího cyklu
Metoda syntetické vysílací
apertury :
 efektivnější organizace měřicího
cyklu z hlediska využití času
 nefokusovaná vlna je vysílána
jediným měničem (resp.
skupinou měničů)
 pomocí dynamické fokusace při
příjmu je sestaven dílčí obraz
 měřicí cyklus uzavírá sestavení
kvalitního obrazu
 zvýšení emitované energie a
tím i SNR lze dosáhnout
použitím více elementů při
vysílání
 lze uskutečnit až 1000
zobrazení za sekundu
Architektura ultrasonografu
Realizace trojrozměrného zobrazování
Trojrozměrný ultrasonografický obraz vzniká sekvenčním snímáním 2D
řezů, které jsou následně zpracovány do výsledného trojrozměrného
obrazu.
Sonda pro trojrozměrnou ultrasonografii :
 tvořena šachovnicovým či kruhovým polem
elementárních měničů, fázově řízených
 díky sektorovému tvaru 2D řezů má
výsledná vyšetřovaná oblast tvar pyramidy
 používá se až 64x64 měničů o rozměrech v
řádu desetin mm
Rozlišení ultrasonografu
Rozlišením zobrazovacího systému máme na mysli jeho schopnost jasně
od sebe odlišit dva objekty, vzdálené od sebe o délku svého rozměru.
Rozlišení ultrasonografického přístroje je směrově závislé :
 axiální rozlišení - rozlišení ve směru šíření ultrazvukové vlny, závisí na délce
vysílaných impulsů, většinou je nejlepší
 laterální rozlišení je rozlišení ve směru kolmém na ultrazvukový svazek, je
dáno šířkou ultrazvukového svazku, fokusací lze laterální rozlišení zvětšit
 tloušťka vrstvy je dána tloušťkou ultrazvukového svazku, lze ji ovlivnit pouze
přizpůsobením konstrukčních parametrů pole měničů
Využití kontrastních látek
Ultrasonografická vyšetření s využitím kontrastních látek :
 intrakavitálních - zobrazování dutých orgánů (gastrointestinálního traktu,
močové trubice, dělohy)
 orgánově specifických - využíváme schopnosti některých látek selektivně
zvyšovat odrazivost určitých typů tkání
 mikrobublinových - aplikovány nitrocévně, využívány při vyšetřování krevního
řečiště
Harmonické zobrazování :
 odražené vlnění obsahuje širší spektrum frekvencí, vyšší harmonické
 mikrobublinové kontrastní látky při interakci s ultrazvukovým vlněním rezonují
Metoda harmonického zobrazování využívá pro rekonstrukci obrazu vyšší
harmonické odraženého vlnění. V kombinaci s mikrobublinovými kontrastními
látkami je vhodná například pro zvyšování citlivosti na malé krevní toky, proto
je používána v kombinaci se zobrazením CDE.
Konec prezentace
v příštím dílu uvidíte :
Diagnostika krevního řečiště
Děkuji za pozornost.