Ultrazvukové zobrazovací
systémy
Biofyzika
Ultrazvuk
Ultrazvuk je akustické vlnění s frekvencí
od 20kHz do 1GHz. Pro lékařské
aplikace (diagnostiku a terapii) se
používají frekvence mezi 2 – 40 MHz
(vyšší frekvence pro diagnostiku oka).
Pro zpracování signálu a interpretaci
obrazových dat je důležité jak
interaguje ultrazvuk s tkání.
Základní veličiny ultrazvuku
Ultrazvuk prochází hmotným prostředím pomocí vibrací částic - aktivované částice kmitají
kolem svých rovnovážných poloh. Částice jsou však vázány elastickými silami, takže vibrace
jedné se přenášejí na sousední a tak se šíří ultrazvuková vlna prostředím.
Protože vazba mezi částicemi je elastická a každá částice má konečnou hmotnost, dochází ke
zpožďování přenosu energie od jedné částice k druhé. V důsledku třecích sil prostředí, kterým
se ultrazvuk šíří, dochází k absorpci energie, která se mění v teplo.
Pro popis ultrazvuku musíme zavézt některé veličiny:
 akustický tlak p
 rychlost částic v – rychlost kmitání částic kolem rovnovážné polohy
 rychlost šíření uzv. vlny c
 hustota prostředí 
Ultrazvukové vlny
 rozlišujeme podle pohybu částic vzhledem
ke směru postupu ulz. vlny.
Příčné vlny – částice prostředí kmitají jen v
rovinách kolmých na směr šíření. Vznikají jen v
pevných látkách.
Podélné vlny – částice prostředí kmitají
přímočaře ve směru šíření vlny. Vzniká
střídavé zhušťování a zřeďování částic, čímž
dochází ke změně objemu.
Povrchové (Rayleighovy) vlny – šíří se na
volném povrchu do hloubky rovné jedné
vlnové délce.
Parametry prostředí
Rychlost šíření (podélných) vln je závislá na parametrech prostředí:
kde E je Youngův modul pružnosti [Pa].
Typické hodnoty c pro tkáň se pohybují od 1450m/s (tuk) do 2500m/s (kost). Pro živou tkáň se
uvažuje „typická“ hodnota rychlosti 1540m/s.
Rychlost šíření ultrazvuku v různých tkáních je tedy v širokém rozsahu nezávislá na frekvenci.
Můžeme tedy využít jednoduchý vztah mezi vlnovou délkou a frekvencí ultrazvuku:  = c/f
Vlnová délka ultrazvuku je důležitá právě v jeho diagnostických aplikacích. Určuje nejkratší
vzdálenost mezi dvěma objekty, jež leží na ose ultrazvukového svazku a mohou být teoreticky od
sebe odlišeny (později). Determinuje tedy limitní geometrickou rozlišovací schopnost systému.
Například pro lidskou tkáň (1540m/s) a pro kmitočet 2MHz je tato hodnota 0.77mm.
Další důležitou veličinou charakterizující prostředí je akustická impedance:
(Nejen) podle rozdílu akustických impedancí dochází k různým jevům na rozhraních prostředích
(odraz, lom, rozptyl).

E
c 
]..[..
1
 msPaEcZ 
Primární parametrické pole
Nositelem informace o ppp je odražené echo.
Odrazy vznikají na rozhraních, které mají
různou akustickou impedanci. Odrazy jsou 1D
signály v čase, které však nesou informaci o
pozici daného rozhraní v podélném směru
vyzařování.
Uzv svazek se šíří přímočaře. Dopadne-li na
rozhraní dvou prostředí o různých hodnotách
Z1 a Z2, projde z části do druhého prostředí a z
části se odrazí. Pokud nedopadá na rozhraní v
kolmém směru, tak se mění i směr šíření –
vlnění se láme.
Zobrazovací režimy
A-mód – krystal generuje do prostoru v určitém
směru impuls uzv energie. Na nehomogenitách
dochází k odrazům, které se detekují. Vzniklé echo
(1D) tvoří tzv. A-scan.
B-mód – dochází k vychylování uzv pulsu do
různých stran. Jednotlivá echa (A-scany) tvoří tzv.
B-scan (2D) – ultrazvukový tomogram. Velikost
odrazu pak moduluje jas ve výsledném 2D obrazu.
M-mód – také TM mód (time motion). Slouží ke
zobrazování pohybujících se struktur. Jedná se o
zobrazení polohy (axiální – vzhledem k sondě) v
závislosti na čase.
Bezpečnost pacienta
Během 40 let používání uzv nebyly prokázány žádné škodlivé účinky tohoto záření (pro nízké
intenzity). Pro délku vyšetření a použitou intenzitu platí tzv. princip ALARA (As Low As
Reasonably Achievable). Tedy – doba vyšetření by neměla být delší a intenzita větší než je
nezbytně nutné k získání požadované diagnostické informace. Závisí to tedy od vyšetřujícího
lékaře: zkušenost, zručnost, vzdělání,…
Při aplikaci uzv dochází k mechanickému a k tepelnému namáhání tkáně. K popisu slouží:
Tepelný index – TI – poměr celkového nastaveného akustického výkonu přístroje k takovému
výkonu, který vyvolá zvýšení teploty o 1 °C Všeobecné riziko je při jeho hodnotě nad 4, riziko
pro plod nad 2,5. Dále se používají TIS (soft tissue thermal index), TIC (cranial bone thermal
index), TIB (bone thermal index).
Mechanický index – MI - je indikátorem možného vzniku (kolapsové) kavitace (vlivem
podtlaku dochází v kapalině ke vzniku kavitační bubliny, která prakticky ihned zaniká – vlivem
tlaku. Při tomto jevu dochází ke krátkodobému, lokálnímu zvýšení teploty a tlaku). MI je
poměr záporné amplitudy akustického tlaku a druhé odmocniny použité frekvence.
Všeobecné riziko je při hodnotě nad 1,9. Uvádí se zvýšené riziko při použití kontrastních látek
při MI nad 0,7.
Schéma sondy
Sonda přijímač/vysílač
Zdrojem ultrazvukového vlnění je měnič, umístěný v diagnostické sondě. Tenký ultrazvukový
měnič vhodného tvaru má na obou protilehlých stranách napařeny elektrody, na které je
v režimu generace připojen vysokofrekvenční signál. V důsledku nepřímého piezoelektrického
jevu dochází k deformaci tloušťky krystalu, které jsou přes akustickou vazbu přenášeny do
prostředí, jež vytváří primární parametrické pole. V režimu příjmu (mezi dvěma generovanými
pulsy) je krystal měniče vystaven mechanickému namáhaní od odražených ultrazvukových
ech. V důsledku přímého piezoelektrického jevu v závislosti na velikosti mechanické
deformace, je snímán z obou elektrod potenciální rozdíl, který je přiváděn do přijímače
ultrazvukového systému.
Přímý p. jev – popisuje vznik
elektrických nábojů na plochách
měniče při jeho mechanickém
namáhání.
Nepřímý p. jev – vznik mechanických
deformací vlivem působícího
elektrického pole.
Fokusace svazku
Rozlišovací schopnost uzv ZS je určena zejména směrovou charakteristikou sondy. Z ní je patrná
divergence uzv svazku (postupné rozšiřování) v laterálním směru. Pokud chceme sledovat tkáně ve
větších hloubkách, je vhodné (nutné) provádět fokusaci svazku (zaostřování).
Princip elektronické fokusace-fázové buzení
jednotlivých krystalů v režimu vysílání. Vnější
krystaly jsou buzeny dříve, střední měniče
později. Změnou fázového/časového posuvu
se dosáhne změny polohy ohniska –
dynamická fokusace.
Podobně lze realizovat i fokusaci v režimu
příimu – zpoždění pro vnější elementy je
nejmenší a pro vnitřní největší.
Fokusace ovlivňuje geometrickou rozlišovací
schopnost – v místě fokusace bude toto
rozlišení nejlepší (především v laterálním
směru).
Buzení krystalů
Při režimu vysílání sonda generuje uzv vlnu, která
se šíří prostředím v daném směru. Vychylování uzv
svazku se dříve provádělo mechanicky. Dnes se
uplatňuje elektronický systém vychylování, kdy je
řada měničů v diagnostické sondě buzena
časovacími obvody.
Lineární snímání
A. metoda postupného buzení
Jednotlivé elementy jsou postupně buzeny a je tak
skenováno celé zorné pole. Měniče však generují
uzv svazek do poměrně širokého prostoru a proto se
používá buzení několika měničů současně.
Uzv svazky od jednotlivých elementů jsou od sebe
vzdáleny o velikost rovnu vzdálenosti elementárních
krystalů.
Buzení krystalů
Lineární snímání
B. metoda současného buzení
Využívá se toho, že současným vybuzením několika
měničů lze dosáhnout fokusace uzv svazku. Používá
se například metoda, že jsou buzeny krystaly 1,2,3.
Potom jsou vybuzeny krystaly 1,2,3,4 a pak krystaly
2,3,4 atd. Tímto způsobem se dosáhne jemnějšího
posuvu uzv svazku ve směru snímání.
Často se takto budí až 20 měničů. Pokud se pro
akvizici každého A-scanu budí všechny krystaly,
mluvíme o tzv. phased array.
Buzení krystalů (sektorové snímání)
Sektorové snímání – využívá se opět fázového buzení. Každý krystal je buzen samostatně s lineárně
narůstajícím zpožděním. Tím se dosáhne natáčení směru šíření hlavního svazku. Změnou
velikosti zpoždění se mění úhel vychýlení.
V režimu přijímaní pak musí být jednotlivá echa odpovídajícím způsobem zpožděna.
Pokud se pro akvizici každého A-scanu budí všechny krystaly, mluvíme o tzv. phased array.
Sondy
Obrázky
Zobrazovací systémy využívající
neionizující záření
Biofyzika
Ionizující vs. Neionizující záření
 Ionizující záření – vyvolává v látce ionizaci
 Negativní vliv na živé organizmy
Vyráží elektrony z atomů -> vznik nabitých kationtů -> vysoce reaktivní částice -> dochází k různým
chemickým reakcím -> usmrcení buňky nebo změna DNA informace
 Stochastické účinky (není dán práh) – náhodné účinky na tkáň (projeví se až s určitým
zpožděním), v praxi se proto uplatňuje přístup ALARA „As Low As Reasonably Achievable“
 Deterministické účinky (dán práh: 1-3Gy) – akutní nemoc z ozáření, nenádorová onemocnění
 Neionizující záření – nevyvolává v látce ionizaci
 Netepelné účinky – typické pro nízkofrekvenční elektrické a magnetické pole -> vznik proudů v
tkání (prahová hodnota několik málo mA)
 Tepelné účinky – typicky pro pole o frekvencích nad 100kHz – ohřev tkání – vysoké intenzity
mohou vést k poraněním a popálením
Magnetická rezonance
 Nobelová cena v 2003 za fyziologii a medicínu - využití jevu magnetické
rezonance pro zobrazování v medicíně Paul Lauterbur a Sir Peter Mansfield
Magnety pro magnetickou rezonanci
 Homogenní magnetické pole o velikosti typicky 1.5T (dostupné do 7T)
 Supravodivý magnet chlazený héliem (typický objem 1700litrů, cena cca 600kč/litr)
 Přechod ze supravodivého režimu do odporového -> obrovské teplo – opaření hélia
(quench) https://www.youtube.com/watch?v=5z33ZcDgavY
 Zvuky MRI (přepínání gradientních cívek)
https://www.youtube.com/watch?v=9GZvd_4ot04
 Síla magnetu
https://www.youtube.com/watch?v=6BBx8BwLhqg
https://www.youtube.com/watch?v=4uzJPpC4Wuk