1 Fyzikální principy echokardiografie

Echokardiografie - 00–01 21.3.2003 9:33 Stránka 13

Fyzikální principy echokardiografie • 1

1 Fyzikální principy echokardiografie 1.1 Princip ultrazvukového vlnění Zvuk (a tedy i ultrazvuk, který se od zvuku liší pouze svojí frekvencí) je mechanické vlnění vyvolané vzájemným elastickým rozkmitáním částic. V homogenním prostředí se vlnění šíří v podobě soustředných vlnoploch, které odpovídají zřeďování a zhušťování jeho částic. Jako každé vlnění je možno i ultrazvuk popsat frekvencí, vlnovou délkou, amplitudou a rychlostí propagace (obr. 1). Frekvence je dána počtem period neboli cyklů za sekundu. Její jednotkou je Hertz (Hz). Oblast slyšitelného zvuku se pohybuje od 20 Hz až do 20 kHz. Vlnění s frekvencí nad touto hodnotou je označováno jako ultrazvuk. V echokardiografii je ultrazvukové vlnění generováno piezoelektrickými krystaly v sondách a jeho frekvence se pohybuje od 2 do 10 MHz. S vyššími frekvencemi je možno se setkat například u sond určených pro intravaskulární ultrazvukové vyšetření. Vlnová délka je vzdálenost, kterou ultrazvuk urazí během jedné periody. Vlnová délka je označována λ a její velikost je udávána v mm. Velikost vlnové délky je rozhodující pro rozlišovací schopnost ultrazvuku, která nepřesahuje 1-2násobek λ. Na druhé straně hloubka propagace ultrazvuku do tkání se zkracující se vlnovou délkou klesá, neboť vlnění o kratší vlnové délce je prostředím více absorbováno (obr. 2). Rychlost propagace ultrazvuku je označována jako c. Je dána násobkem vlnové délky λ a frekvence f. V jednotlivých měkkých tkáních (krev, sval, játra) se rychlost propagace příliš neliší a po-

Obr. 1: Schéma základních charakteristik zvukového vlnění.

13


1 • Fyzikální principy echokardiografie

hybuje se kolem 1540 m/s. Čím je prostředí kompaktnější, tím je rychlost šíření vyšší, takže například v kostních strukturách dosahuje 4080 m/s. Vzhledem k tomu, že platí λ = c/f a c je víceméně konstantní, je zjevné, že sondy o vyšší frekvenci mají kratší vlnovou délku vysílaného ultrazvuku než sondy o frekvenci nižší. Sonda s nízkou frekvencí má sice menší rozlišovací schopnost, je však možno s ní dosáhnout zobrazení struktur ležících ve větší hloubce, neboť ultrazvuk s delší vlnovou délkou není tak oslaben průchodem prostředím. U sond s vyšší frekvencí je tomu naopak. Rozlišení je lepší, penetrace do hloubky menší (obr. 2). Za optimálních podmínek dosahuje rozlišovací schopnost sond o frekvenci 2,5 MHz nejvýše 1 mm a sond o frekvenci 5 MHz nejvýše 0,5 mm. Amplituda ultrazvuku odpovídá jeho hlasitosti, tj. energii a je udávána v decibelech (dB). Energie ultrazvuku je přenášena v podobě akustického tlaku. Decibel je logaritmická jednotka, která vychází z poměru akustického tlaku V daného vlnění k referenční hodnotě R. Hodnota amplitudy v dB je stanovena jako 20 . log (V/R).

Obr. 2: Schéma znázorňující vztah mezi frekvencí sondy, penetrací ultrazvuku do hloubky a rozlišovací schopností. S narůstající frekvencí sondy stoupá rozlišovací schopnost, ale klesá penetrace ultrazvuku do hloubky tkání.

1.2 Interakce mezi vlněním a prostředím V prostředí dochází během průchodu ultrazvukového vlnění k řadě různých dějů. Těmi základními, které ovlivňují zobrazení, jsou: odraz, lom (refrakce), oslabení (atenuace) a rozptyl (scattering) (obr. 3). Odraz ultrazvuku nastává na tkáňových rozhraních. Ve zcela homogenním materiálu k němu nedochází. Přesněji řečeno, k odrazu dochází pouze na přechodu mezi médii s rozdílnou akustickou impedancí. Akustická impedance Z závisí na hustotě tkáně ρ a na rychlosti c, jíž se ultrazvuk v daném materiálu či tkáni šíří: Z=ρ.c Pokud k odrazu dochází na strukturách, jejichž plocha vystavená průchodu ultrazvuku přesahuje velikost vlnové délky, účinkují tyto struktury jako zrcadlové odražeče. Množství ultrazvuku, které se dostane zpět k sondě, závisí na úhlu, který daný odražeč svírá se směrem propagace ultrazvuku, neboť i zde platí, že úhel odrazu se rovná úhlu dopadu. Optimálního odrazu je logicky dosahováno od struktur kolmých ke směru propagace vlnění. Na druhé straně struktury ležící paralelně s osou 14



šíření ultrazvuku nemusí dát vznik odrazu téměř žádnému, což se v echokardiografickém obraze projeví jako výpadek zobrazení. Rozptyl ultrazvuku (difúze, scattering) nastává působením struktur, jejichž velikost je menší nebo přibližně rovná velikosti vlnové délky. Energie vlnění je při tomto jevu rozptýlena všemi směry a zpět k sondě se vrací jen malé procento. Přesto je právě retrodifúze ultrazvuku od pohybující se masy erytrocytů fyzikálním podkladem klasické dopplerovské echokardiografie. Na nerovných strukturách může docházet k odklonu ultrazvukového vlnění od původního směru neboli k lomu čili refrakci vlnění. Jev je analogický lomu světla na zakřivené ploše čočky. Toho je na jedné straně využíváno v podobě tzv. akustických čoček k zaostření či „fokusaci“ ultrazvukového vlnění. Na druhé straně může být tento jev podkladem některých artefaktů, typicky artefaktu zdvojení obrazu. Atenuace neboli oslabení energie ultrazvuku nastává během jeho průchodu tkáněmi, a to díky přeměně energie vlnění na teplo. Celková atenuace je závislá na frekvenci. Vyšší frekvence jsou oslabeny dříve a nedovolují zobrazení struktur ležících ve větší hloubce (obr. 2).

Obr. 3: Schéma znázorňující osud ultrazvuku při průchodu tkáněmi.

1.3 Princip ultrazvukové sondy Ultrazvukové sondy (měniče) využívají pro vytváření akustického vlnění piezoelektrické krystaly (krystaly křemíkové nebo keramické z baryum či zirkonium titanátu). Působí-li na krystal elektrický proud, dochází ke změně orientace jeho polárně nabitých částic a tím ke změně jeho velikosti. Aplikace střídavého proudu vede k rychle se opakujícímu smrštění a roztažení krystalu, čímž je vytvářeno mechanické akustické vlnění. Piezoelektrický jev je obousměrný. To znamená, že působí-li na krystal mechanické vlnění, dochází v něm ke vzniku elektrického proudu. Krystaly používané v ultrazvukových sondách pracují tak, že nejprve je generován krátký pulz vlnění - krystal pracuje jako vysílač. Vysílaný pulz (svazek vln) je velmi krátký a pohybuje se řádově v µs. Svazek vyslaných vln nemá nikdy homogenní vlnovou délku, a tedy ani frekvenci – hovoříme o frekvenčním pásmu sondy. Frekvence udávaná jako frekvence sondy je většinou průměrnou či střední hodnotou frekvencí obsažených v jednotlivých pulzech. Současné elektronické sondy dovolují vysílání na více frekvencích – multifrekvenční 15



Obr. 4: Schéma funkce ultrazvukového měniče.

sondy. Oscilace krystalu je po vyslání svazku utlumena speciálním materiálem. Krystal je pak připraven přijmout odražené akustické vlnění a transformovat je na elektrický signál. Pracuje tedy sukcesivně jako vysílač a přijímač (obr. 4). Přijímaný signál je analyzován v závislosti na časovém vztahu k vysílanému pulzu. Signály z menší hloubky přicházejí dříve, odrazy od hlubších struktur později. Podle amplitudy je jednotlivým signálům v rekonstruovaném zobrazení přiřazen různý stupeň šedi. Vzhledem k tomu, že signály odražené od hlubších struktur mají přirozeně menší energii díky atenuaci, je tento jev automaticky kompenzován. Přístroje disponují navíc možností tuto časovou kompenzaci zisku manuálně upravit na tzv. „rampě“ neboli TGC ovladačích (time-gain compensation – časová kompenzace zisku). Vysílaný svazek vlnění se šíří prostorem v podobě trojrozměrného útvaru. Nefokusovaná sonda vytváří nejprve paralelně probíhající sloupcovitý svazek vlnění (blízká zóna, pole), který se následně konicky rozšiřuje (vzdálená zóna, pole). K docílení lepší rozlišovací schopnosti a omezení artefaktů je tento svazek většinou fokalizován pomocí konkávně tvarovaného čela piezoelektrického krystalu a tzv. akustických čoček (u elektronických sond pracují čočky rovněž na elektronickém principu). Moderní přístroje dovolují hloubku a často i počet tzv. fokálních zón měnit. U dnes nejrozšířenějšího typu sond s fázově buzenými krystaly (phased array transducers) závisí tvar ultrazvukového svazku významně na velikosti a uspořádání jednotlivých krystalů. I přes fokusaci ultrazvukového svazku dochází u každého krystalu k určité disperzi energie tím, že vedle hlavního svazku vznikají svazky či laloky laterální. U fázově buzených elektronických sond je struktura těchto vedlejších svazků komplikovanější díky interferencím mezi jednotlivými postupně vytvářenými vlnoplochami. Velikost těchto vedlejších svazků ovlivňuje laterální (azimutální) rozlišovací schopnost ultrazvukového zobrazení.

16



1.4 Rozlišovací schopnost ultrazvuku Rozlišovací schopností se rozumí nejmenší možná vzdálenost mezi dvěma body, při níž jsou tyto zobrazeny jako dvě od sebe odlišitelné struktury. Rozeznáváme rozlišovací schopnosti (obr. 5): • axiální – ve směru šíření ultrazvukového vlnění (v ose sondy), tedy mezi dvěma body ležícími v jedné linii v různé hloubce. Tato rozlišovací schopnost je nejlepší. Nejpřesnější měření jsou tedy prováděna v liniích orientovaných paralelně s šířením ultrazvuku od sondy. Axiální rozlišení závisí na frekvenci sondy (tj. na vysílané vlnové délce), na délce pulzu vysílaného sondou a na rozpětí frekvencí v něm obsažených (frekvenční pásmo pulzu). • laterální neboli azimutální je rozlišení mezi dvěma body uloženými laterálně vedle sebe ve stejné hloubce. Tato rozlišovací schopnost klesá se vzdáleností od sondy, protože jednotlivé svazky od sebe v hloubce postupně divergují. Navíc se body uložené daleko od sondy jeví jakoby rozmazané a roztažené do stran, neboť jejich velikost zde má šíři ultrazvukového svazku. Laterální rozlišení závisí kromě frekvence sondy také na fokusaci svazku. Nastavení fokálních zón může významným způsobem zlepšit laterální rozlišení. Laterální rozlišovací schopnost je dále ovlivňována velikostí apertury měniče, velikostí frekvenčního pásma pulzu a velikostí a počtem vedlejších energetických svazků. • elevační rozlišení je schopnost odlišit od sebe dvě roviny ležící nad či pod zobrazovanou tomografickou rovinou. Ultrazvukové přístroje pořizují jednorozměrné tomografické obrazy. Ultrazvukový svazek má však trojrozměrný tvar. Tloušťka ultrazvukové roviny se pohybuje od několika mm až po centimetrové hodnoty. Výsledný obraz vzniká sumací odrazů z celé tloušťky roviny. Nedostatečná elevační rozlišovací schopnost je zdrojem některých artefaktů, kdy se struktury silně odrážející ultrazvuk mohou objevit v obraze, aniž jimi tomografický řez přímo prochází. Elevační rozlišovací schopnost závisí na frekvenci sondy a na vedlejších energetických svazcích generovaných měničem. Podobně jako laterální rozlišovací schopnost i elevační rozlišení klesá se vzdáleností od měniče.

Obr. 5: Schéma znázorňující jednotlivé rozlišovací schopnosti v ultrazvukovém zobrazení.

17



1.5 Zobrazovací možnosti a konstrukce ultrazvukového obrazu Historicky byly první ultrazvukové měniče vybaveny jediným krystalem. Odražené signály byly zobrazovány na obrazovce osciloskopu v podobě výchylek, jejichž lokalizace odpovídala hloubce odrazu a amplituda výchylky energii odraženého signálu. Vzhledem k zobrazení amplitudy signálu byl tento způsob označován jako způsob A (A-mode - obr. 6). Překódování amplitudy do odpovídajících stupňů šedi (tzv. způsob B v užším slova smyslu, od slova brightness) a rozepsání pohybu jednotlivých ech na obrazovce osciloskopu v čase daly vznik způsobu M (M-mode od slova „motion“, někdy také označovaný jako TM – time-motion). Výhodou způsobu M, zejména u mechanických sond, bylo využití krystalu k zobrazení jediné linie obrazu umožňující dosažení velmi vysoké frekvence vzorkování s vysokou kvalitou zobrazení (obr. 6). Dvourozměrný obraz (2D) je v echokardiografii zobrazován v podobě konické výseče. Tomografické obrazy jsou vytvářeny s vysokou frekvencí umožňující vizualizaci pohybu srdečních struktur v reálném čase. U mechanických sond byl obraz konstruován z jednotlivých linií postupně snímaných otáčejícím se krystalem. Elektronické sondy, které dnes představují drtivou většinu v praxi používaných měničů, utvářejí výseč pomocí fázově posunutého postupného buzení krystalů (phased array). Výsledná kvalita zobrazení je kompromisem mezi velikostí úhlu výseče, hloubkou zobrazení a denzitou linií. Konstrukce moderních elektronických sond umožňuje dosáhnout vysoké zobrazovací frekvence i denzity linií. Přesto je třeba mít na paměti, že k dosažení optimálního rozlišení je třeba zvolit co nejmenší hloubku i velikost sektoru, která je nutná k zobrazení požadované struktury. Klasická výstavba obrazu vychází z analýzy odraženého ultrazvuku o stejné základní frekvenci, jako je ta, která je vysílána sondou. Kromě této základní frekvence však odražená echa obsahují i signály s vyššími harmonickými frekvencemi. Ty vznikají díky rezonanci struktur, k níž dochází při stlačení a roztažení materiálu v důsledku průchodu ultrazvuku. Mezi takto vzniklými signály má nejvyšší amplitudu druhá harmonická frekvence, tedy frekvence s dvojnásobnou hodnotou (o oktávu vyšší), než která je vysílána sondou.

Obr. 6: Konstrukce obrazu u způsobu A, B a způsobu M.

18



Dvourozměrné harmonické zobrazení bylo původně vyvinuto pro zlepšení kvality obrazu získaného při kontrastní echokardiografii (viz kapitola 13.4). Mikrobubliny kontrastních látek reagují na průchod ultrazvuku výraznými oscilačními změnami svého průměru. Díky tomu se stávají zdrojem harmonických frekvencí o značné amplitudě, které je možno zpětně detekovat. K tomu je nejčastěji využívána právě druhá harmonická frekvence. Rezonanční frekvence ovšem vznikají i při průchodu ultrazvuku tkáněmi. Výhodou konstrukce 2D obrazu z harmonické frekvence (tkáňové harmonické zobrazení – tissue harmonic imaging) je skutečnost, že tato složka vlnění vzniká přímo ve tkáních při průchodu signálu o základní frekvenci. Obraz je tak prost artefaktů, které u zobrazení v základních frekvencích vznikají při průchodu ultrazvuku směrem od sondy, nejvíce v blízkém poli (reverberace, artefakty z bočních laloků). Dnes je většina komerčně dodávaných echokardiografických přístrojů vybavena možností tkáňového harmonického zobrazení.

1.6 Základní nastavení echokardiografického přístroje pro 2D zobrazení Základní ovládací prvky pro dvourozměrné echokardiografické zobrazení, které jsou společné u všech echokardiografických přístrojů, jsou následující: Nastavení celkové energie ultrazvukového přístroje (power output). Umožňuje snížit celkovou energii vysílaného ultrazvuku. Působením ultrazvukové energie dochází především ke vzniku tepla. Dalším možným biologickým efektem je vznik kavitací, plynem naplněných mikrobublin, a jejich následná destrukce. Diagnostické použití ultrazvuku v echokardiografii je bezpečné. Přesto je doporučeno provádět pouze indikovaná vyšetření a omezit expozici na rozumné minimum. V jiných indikacích může však vyvstat potřeba emitovanou energii redukovat (např. transkraniální dopplerovské vyšetření). Nastavení celkového „zisku“ přístroje (gain). Nastavení zisku přístroje umožňuje zvýšit amplitudu přijímaného signálu. Optimální nastavení je vždy kompromisem mezi signálem obsahujícím relevantní informace o vyšetřovaných strukturách a nežádoucím šumem. Tzv. rampa (time-gain compensation - TGC). Jak bylo uvedeno výše, mají signály přicházející z větší hloubky (tedy s časovým zpožděním) menší amplitudu. Přístroje tento jev kompenzují automaticky, ale mezi ovládacími prvky je vždy možnost manuálně upravit „zisk“ přístroje v různých hloubkách. Hloubka sektoru (depth). Tímto ovládacím prvkem nastavujeme hloubku vyšetřování. Zbytečně velká hloubka snižuje kvalitu obrazu, neboť pro jeho konstrukci je pak zapotřebí více času a zobrazovací frekvence klesá. Šíře sektoru. Umožňuje nastavit velikost úhlu zobrazované výseče. Velká výseč sice znamená lepší přehled, ale zároveň horší kvalitu zobrazení díky nižší zobrazovací frekvenci. Stupnice šedi (gray scale, dynamic range). Tento ovládací prvek umožňuje nastavit počet stupňů šedi, do nichž je výsledný obraz kódován. Nízký počet stupňů dává obraz s vysokým kontrastem, který je však doprovázen určitou ztrátou rozlišení. Naopak velký počet stupňů šedi umožňuje získat měkký obraz s množstvím detailů, ale s menším kontrastem. Pro úpravu obrazu existuje ještě množství dalších nastavení, která se liší od přístroje k přístroji (echo enhancement, smoothing, pre a postprocessing apod.).

19



1.7 Artefakty zobrazení Artefakty mohou vést buď k neúplnému nebo neadekvátnímu zobrazení existujících struktur nebo ke vzniku obrazů, které nemají reálný podklad. Nejběžnějším jevem je nedostatečná kvalita zobrazení vyplývající z nedostatečné penetrace ultrazvuku s nevýhodným poměrem signálu a šumu. Příčinou jsou nejčastěji interponované struktury, jako jsou tuk, mamma, kosti, plicní tkáň. Omezená vyšetřitelnost se může týkat jen některých akustických echokardiografických oken, výjimečně může být nemocný zcela nevyšetřitelný. Nedostatečné zobrazení je běžné u struktur, které leží paralelně s průběhem ultrazvukového vlnění. Typický je tento jev například při zobrazení laterální stěny v parasternální projekci na krátkou osu (PSAX), ale i v apikálních projekcích (viz dále). Struktury, které silně odrážejí ultrazvuk nebo jsou pro něj zela neprostupné, vedou ke vzniku akustického stínu. Klasickým příkladem jsou kalcifikace nebo mechanické chlopenní náhrady. Akustický stín má vždy konický tvar rozšiřující se do hloubky od struktury, která jej způsobila. Příkladem artefaktů spadajících do skupiny neadekvátního zobrazení existujících struktur jsou ty, které vyplývají z nedostatečné elevační rozlišovací schopnosti. Silné odražeče se zobrazují v echokardiografickém obraze, ačkoli se reálně nacházejí mimo vyšetřovanou rovinu. Klasickým příkladem je zobrazení kalcifikované aorty uprostřed pravé síně v apikální čtyřdutinové (A4C) projekci. Nejčastějším artefaktem spadajícím do oblasti zobrazení neexistujících struktur jsou reverberace. Ty se zobrazují jako echogenní paralelní linie. Vznikají mezi dvěma silnými odražeči opakovaným odrazem ech zpět k sondě a do hloubky. Typickým místem vniku je například aorta. Refrakce ultrazvuku od oblých struktur vede někdy ke zdvojení obrazu zkoumané struktury. Nedostatečné zobrazení díky arteficiálně silným odrazům v blízkosti sondy je známo jako artefakt blízkého pole. Koncentrická echa v oblasti vrcholu zobrazovaného sektoru mohou být někdy zdrojem mylné diagnózy trombu v hrotu levé komory (LK) při vyšetření v apikálních projekcích. K zobrazení neexistujících struktur vede rovněž jev, kdy hluboko ležící struktury jsou analyzovány jako odrazy náležející až k dalšímu vysílanému pulzu. K podobnému úkazu může docházet při opakovaných odrazech ech například od žeber. Tyto artefakty eliminuje zmenšení hloubky obrazu a nalezení adekvátnějšího akustického okna.

1.8 Principy dopplerovské echokardiografie Fyzikální jev frekvenčního posunu, na němž je založena dopplerovská echokardiografie, byl poprvé popsán rakouským fyzikem Johannem Christianem Dopplerem v roce 1842, v době jeho působení na pražském Vysokém učení technickém. Principem Dopplerova jevu v akustice je skutečnost, že zvuk vysílaný pohybujícím se objektem s frekvencí f0 je vnímán pozorovatelem stojícím ve směru pohybu objektu jako zvuk o frekvenci vyšší f1 (vyšší tón). Naopak frekvence vnímaná pozorovatelem, od nějž se objekt vzdaluje, je nižší (f2) (obr. 7). Jako dopplerovský posun je označován rozdíl: ∆f = f0 – f1(2) . Z velikosti Dopplerova posunu je možno stanovit rychlost pohybujícího se objektu v na základě rovnice: c . (f1 – f0) v= (m/s). f0 . cos θ 20



V této rovnici c = rychlost šíření zvuku (případně ultrazvuku) v prostředí a θ je úhel, který svírá směr pohybu objektu s linií spojující objekt a pozici pozorovatele. V echokardiografii je využíván odraz vysílaného ultrazvuku (o frekvenci f0) od pohybujících se erytrocytů. Rovnice musí být modifikována, neboť je nutno zohlednit čas nutný pro průchod ultrazvuku k měřenému krevnímu proudu a zpět k sondě (obr. 8):

v=

c . (f1 – f0) 2 . f0 . cos θ

(m/s).

Rychlost šíření ultrazvuku v tkáních je c = 1540 m/s. Tzv. incidenční úhel θ, který svírá směr krevního proudu s osou šíření ultrazvuku, je možno zahrnout do stanovení rychlosti proudění krve pomocí nastavení úhlové korekce. Té se však v echokardiografii na rozdíl od vaskulární sonografie nepoužívá. Důvodem je skutečnost, že ze 2D zobrazení je obtížné spolehlivě odhadnout směr krevního proudu, který se pohybuje v trojrozměrném prostoru. Úhel θ se snažíme minimalizovat výběrem optimálního vyšetřovacího okna. Pokud nepřesáhne 20°, není chyba měření daná jeho zanedbáním větší než 6%, a je tedy akceptovatelná. Nad 20° je nárůst chyby velmi výrazný a při nemožnosti dosáhnout lepšího incidenčního úhlu je lépe od vyšetření upustit. Přijímaný odražený signál je srovnáván s vysílanou frekvencí. To umožňuje stanovit velikost Dopplerova posunu. Způsob analýzy signálu se liší podle způsobu dopplerovského zobrazování. V současné době disponujeme následujícími způsoby vyšetření krevního proudění:

Obr. 7: Princip Dopplerova efektu.

21



Obr. 8: Aplikace Dopplerova efektu v echokardiografii.

Techniky založené na spektrální analýze signálu • Kontinuální dopplerovský způsob (continuous wave - CW). • Pulzní dopplerovský způsob (pulsed wave - PW). • High-PRF (HPRF) modifikace pulzně dopplerovského způsobu s rychlou frekvencí vzorkování. Techniky barevného mapování • Barevné dopplerovské mapování (CFM – color flow mapping). • Barevné mapování se zobrazením energie přijímaného signálu (CDE – color Doppler energy, power Doppler). • Barevné mapování sdružující informace o energii a rychlosti signálu. K tomu navíc nověji přistupují metody tkáňové dopplerovské echokardiografie (TDE), která místo pohybu erytrocytů zkoumá pohyby srdečních struktur. Způsoby TDE jsou paralelní ke způsobům dopplerovského vyšetření krevního proudění a zahrnují jak pulzně dopplerovský způsob, tak barevné mapování (viz kapitola 13.2). Novější technikou založenou na principech TDE je tzv. „strain-rate“ imaging umožňující zobrazení gradientů rychlostí pohybu myokardu. Tato technika zkoumá rychlost změn polohy dvou bodů v myokardu proti sobě a umožňuje tak zobrazení nezávislé na translačních a rotačních pohybech srdce. Harmonické dopplerovské zobrazování je spjato s použitím kontrastních médií. Dopplerovský signál získaný odrazem od krevního proudění má za normálních okolností významně nižší amplitudu než signály generované pohybem tkání. Již prosté použití kontrastního média dopplerovský signál výrazně amplifikuje. Při využití harmonického dopplerovského zobrazení v kombinaci s kontrastní látkou má signál (analyzována je druhá harmonická frekvence – viz kapitola 1.5) generovaný pohybem mikrobublinek v krevním proudu významně vyšší amplitudu než harmonický signál vznikající ve tkáni. Harmonické dopplerovské techniky zahrnují pulzní dopplerovský způsob i barevné mapování. Nejvýznamnějším přínosem je však harmonické zobrazení ve způsobu CDE, které je v anglosaské literatuře označováno jako „harmonic power Doppler“. Při tomto způsobu není analyzován ani směr ani rychlost, ale pouze amplituda dopplerovského posunu. Právě zde se s výhodou uplatní harmonické frekvence vznikající v pohybujících se mikrobublinkách. Barevná škála tohoto zobrazení není rušena aliasingem a způsob umožňuje nastavení velmi nízkých hodnot rychlostní škály k detekci pomalého proudění v malých cévách. Využití této metody je základem myokardiální kontrastní echokardiografie (MCE) (viz kapitola 13.4). 22



1.8.1 Princip spektrální analýzy Signál přijímaný sondou je velmi komplexní a obsahuje řadu různých frekvencí. U kontinuálního a pulzního dopplerovského způsobu je analyzován frekvenční analýzou, nejčastěji pomocí rychlé fourrierovské transformace (FFT – fast Fourrier transform). Pomocí FFT je složité spektrum různých frekvencí, které přijímaný signál obsahuje, rozloženo na řadu jednoduchých sinusoid. Výsledný signál je pak zobrazen v podobě tzv. spektrální analýzy. Zobrazované křivky poskytují informace o časovém vzniku proudění, jeho rychlosti, směru, laminaritě a intenzitě (obr. 9): 1. Horizontální linie je časová osa, rychlost posunu záznamu lze nastavit, zpravidla v rozsahu 12,5 – 100 mm/s. Vznik zaznamenávaného signálu v čase je velmi důležitá informace, zejména máme-li k dispozici současně registrovanou křivku EKG. 2. Vertikální výchylky odpovídají velikosti frekvenčního posunu. Ten je proporcionální rychlosti pohybu krevního proudu, v případě TDE rychlosti pohybu myokardu. Zpravidla je tedy stupnice na vertikální ose kalibrována přímo v jednotkách rychlosti (cm/s nebo m/s). 3. Výchylky nad nebo pod základní horizontální (nulovou) linii ukazují směr pohybu zkoumaných struktur. Výchylky nad nulovou linii znamenají pohyb směrem k sondě, výchylky pod ni pohyb od sondy (tento konvenční způsob zobrazení lze ovšem elektronicky obrátit). 4. Zaznamenávané hodnoty frekvenčního posunu představují odraz od mnoha, často nestejně rychle se pohybujících erytrocytů. Informaci o tom, jak homogenní je distribuce rychlostí ve zkoumaném proudění, nám poskytuje šíře spektrální křivky (někdy také hovoříme o šíři obalové křivky). Pokud je proudění laminární a většina rychlostí si je vzájemně blízká, je spektrální křivka tenká. U turbulentního proudu se obalová křivka rozšiřuje, případně signál plochu pod ní zcela vyplňuje. 5. Podobně jako může být heterogenní rychlost pohybu, je nestejná i intenzita neboli amplituda odraženého signálu, a to v závislosti na tom, jak velké množství odražečů se danou rychlostí pohybuje. Tato informace je kódována do podoby intenzity spektrální křivky a na monitoru vyjádřena různými stupni šedi. Vedle grafického znázornění spektrální analýzy jsou frekvence dopplerovského posunu doprovázeny rovněž akustickým signálem, neboť se pohybují ve slyšitelném pásmu. Vyšší frekvence znamená vyšší rychlosti a naopak. Laminární proudění dává vznik harmonickým zvukům, zatímco turbulentní má korelát v podobě zvuku s velkým obsahem šumu. Signál bývá navíc stereofonní, jeden reproduktor pro směr pohybu k sondě, druhý pro směr od sondy.

Obr. 9: Informace obsažené v signálu spektrální analýzy. Vysvětlení v textu.

23



1.8.2 Kontinuální dopplerovský způsob – CW CW způsob využívá dvou krystalů, z nichž jeden slouží jako kontinuální vysílač a druhý pouze jako přijímač. Vzhledem k tomu, že signál je analyzován neustále, nemá CW způsob žádné hloubkové rozlišení. Signál dopplerovského posunu tedy zahrnuje signály odražené od všech pohybujících se struktur v ose dopplerovského svazku a není téměř nikdy tvořen jen tenkou obalovou křivkou zkoumaného proudění. Pro detekci jeho zdroje se řídíme především znalostí charakteristického tvaru, orientace a časového určení. Zásadní výhodou je, že kontinuální způsob není omezen co do maximální možné měřitelné rychlosti. Většina regurgitačních i stenotických proudění přesahuje svými rychlostmi omezení platná pro PW způsob (viz dále) a CW přístup je jediný, který nám umožňuje jejich rychlost změřit. Klasicky byla kvalita CW signálu výrazně lepší při použití tzv. tužkových CW sond. Ty měly navíc velkou výhodu v malé ploše kontaktu sondy s povrchem těla a umožňovaly využít i malá akustická okna nevhodná pro 2D zobrazení. V současnosti se kvalita CW záznamu na elektronických sondách integrujících krystaly pro všechny typy 2D a dopplerovského vyšetření výrazně zlepšila a význam tužkových sond ustoupil do pozadí. Své uplatnění však stále mají, například při vyšetření z pravé parasternální projekce nebo z projekce suprasternální u omezeně vyšetřitelných nemocných s aortální stenózou.

1.8.3 Pulzní dopplerovský způsob - PW Pulzní dopplerovský způsob je metoda umožňující provádět měření rychlosti pohybu krevního proudu v definovaném místě, které nazýváme vzorkovacím objemem. Je lokalizován na linii dopplerovského svazku, má kapkovitý tvar a jeho velikost můžeme podle potřeby upravit. Princip fungování PW způsobu je takový, že sonda vyšle krátký pulz vln ve směru naznačeném kurzorem lokalizovaným podle 2D zobrazení. Na linii kurzoru je v různé hloubce d nastaveno místo vzorkovacího objemu. Sonda přijímá odražený ultrazvukový signál v časovém intervalu, který odpovídá době nutné k tomu, aby ultrazvuk urazil vzdálenost od sondy k vzorkovacímu objemu a zpět. Při znalosti rychlosti šíření ultrazvuku c ve tkáních je tento čas roven T= 2d / c . Minimální nutná doba T tak určuje nejvyšší možnou frekvenci vzorkování (PRF – pulse repetition frequency). Jako každý pulzní systém je i PW dopplerovský způsob omezen tzv. Nyquistovým limitem. Jeho princip nejlépe objasní analogie s filmovým záznamem otáčejícího se loukoťového kola (obr. 10). Pokud se loukoť mezi prvním a druhým snímkem otočí o méně něž 180°, je během poloviny cyklu, kterým je celé otočení kola, provedeno dvojí vzorkování. V tom případě vnímáme pohyb kola správně. Při otočení loukoti o více než 180° se pozorovateli zdá, že se kolo otáčí obráceně. Nyquistův limit byl překročen. V případě dopplerovského posunu je jeho frekvence rekonstruována jen z velmi krátkých pulzů zpětně odraženého ultrazvuku srovnáním s výchozí frekvencí. Aby byla vlnová délka určena správně, musí mít systém možnost detekovat alespoň dva fragmenty v jedné polovině periody frekvence dopplerovského posunu. To znamená, že rychlost vzorkování (PRF) musí být nejméně dvojnásobná, než je frekvence dopplerovského posunu. Jinými slovy, maximální měřitelný dopplerovský posun je 1/2 PRF. Pokud měřená rychlost (a tím i velikost dopplerovského posunu) překročí Nyquistův limit, objeví se tzv. fenomén nejednoznačnosti neboli aliasing. Spektrální křivka je na vrcholu jakoby oříznuta a tento vrchol se objeví na opačné straně rychlostní škály (obr. 11). Existence Nyquistova limitu také znamená, že jsme pro danou maximální měřitelnou rychlost omezeni i hloubkou měření. Víme, že maximální možný měřitelný posun je PRF/2, a zároveň, že PRF = c/2d. Čím větší hloubku měření d tedy zvolíme, tím menší bude maximální dosažitelná PRF a tím menší rychlosti bude možné měřit, aniž bychom byli limitováni vznikem aliasingu. 24



Obr. 10: Princip Nyquistova limitu.

Obr. 11: Obraz aliasingu při vyšetření PW dopplerovským způsobem.

Při překročení Nyquistova limitu je možno u PW způsobu zvýšit na maximum rozsah škály měření (jak bylo uvedeno, jsme zde omezeni hloubkou umístění vzorkovacího objemu). Dále můžeme posunout základní linii jedním směrem, škála je pak díky elektronické rekonstrukci signálu jednostranně větší. Pokud je rychlost i tak vyšší, než nám dovoluje PW způsob měřit, je třeba využít CW způsobu nebo high-PRF pulzního způsobu, pokud je jím přístroj vybaven.

1.8.4 High-PRF pulzní dopplerovský způsob. Metoda, která se snaží obejít nedostatek vyplývající z Nyquistova limitu, je high-PRF pulzní dopplerovský systém. Princip spočívá ve vytvoření jednoho, případně několika dalších vzorkovacích objemů v polovině vzdálenosti od námi zvoleného místa měření. Přístroj tak bude snímat signál z akcesorního vzorkovacího objemu při prvním vzorkování a z námi zvoleného až při druhém, následujícím. Do analýzy sice bude tento akcesorní vzorkovací objem zahrnut, ale PRF se zdvojnásobí, což umožní měření vyšších rychlostí. Pokud není signál z akcesorního vzorkovacího objemu příliš silný, 25



je výstupem dobrý záznam z požadovaného místa měření. Počet akcesorních vzorkovacích objemů může být vyšší, tím se zvýší i maximální možná registrovatelná rychlost pohybu krevního proudu. Prostorová lokalizace je pak samozřejmě omezena, podobně jako u CW způsobu.

1.8.5 Kontrolní prvky spektrální analýzy Základní kontrolní prvky echokardiografického přístroje určené pro zobrazení signálu PW a CW způsobu jsou obdobné a zahrnují: Celkový zisk (gain) přístroje. Jeho nastavení umožňuje zesílení přijímaného signálu a dovoluje vybrat optimální poměr mezi užitečným signálem a přijímanými ruchy. Filtry stěn, označované jako „high pass“ filtry. Umožňují potlačit signály s nízkou rychlostí, které jsou zpravidla generovány pohybem stěn. Rozsah rychlostí (velocity range). Umožňuje nastavit rozsah škály měřitelných rychlostí. U CW způsobu není rozsah nijak omezen, naproti tomu u PW způsobu jsme limitováni Nyquistovým limitem a maximální rozsah je určen hloubkou umístění vzorkovacího objemu. Posun základní linie. Umožňuje vychýlit základní linii ze střední polohy podle toho, zda měříme převážně pozitivní nebo negativní proudění. Posunem linie lze zvětšit rozsah měřitelných rychlostí. Nastavení umístění (hloubky) a velikosti vzorkovacího objemu. Tato funkce je vlastní pouze PW způsobu. U high-PRF způsobu je navíc možno nastavit i počet vzorkovacích objemů. Nastavení fokální zóny. S touto možností se můžeme setkat u CW způsobu. Umožňuje fokalizaci svazku do místa, kde chceme měření provádět. I pak ale CW způsob stále registruje všechny signály ležící na linii dopplerovského svazku. Úprava stupnice šedi. Podobně jako u způsobu 2D je možno na většině přístrojů měnit stupnici šedi, její kontrast, případně další vlastnosti. Některé přístroje umožňují použít i různých barevných škál pro zvýraznění spektrálních křivek. U PW i CW způsobu platí, že kvalita signálu je nesrovnatelně vyšší, pokud je 2D zobrazení „zastaveno“, případně aktualizováno jen s velmi malou opakovací frekvencí.

1.8.6 Barevné dopplerovské mapování - CFM Barevné dopplerovské mapování (CFM) je modifikace PW dopplerovského způsobu. Dvourozměrný barevný obraz krevního průtoku je vytvářen z jednotlivých linií, podobně jako 2D tomografické zobrazení. Na každé linii barevné výseče je umístěna řada vzorkovacích objemů. Signál z každého vzorkovacího objemu je charakterizován frekvenčním posunem, časem a energií (amplitudou). Vzhledem k tomu, že vzorkovacích objemů je velké množství, není možno využít časové informace a použít klasické spektrální analýzy. Informace je vyhodnocována metodou autokorelace. Naproti tomu právě toto množství umožňuje zobrazení prostorové informace o proudění. Klasické barevné mapování rovněž neobsahuje informaci o amplitudě signálu (ta je využívána v CDE způsobu a moderních kombinovaných CFM a CDE technikách). Každá linie je „skenována“ opakovaně (klasicky 8x). V jednotlivých bodech je signál kódován do barevné škály, nejčastěji červeně směrem k sondě a modře směrem od sondy (tzv. způsob BART – blue away, red towards). Čím větší je rychlost, tím světlejší je barevný odstín. Vedle zobrazení rychlosti a směru je v echokardiografii běžné využití přídatného zobrazení variance. Ta vyjadřuje stupeň odlišnosti měření provedených při opakovaném skenování každého vzorkovacího objemu. V případě laminárního proudění jsou si hodnoty navzájem blízké a variance je minimální. U proudění turbulentního se rychlost a často i směr proudění v daném vzorkovacím objemu rychle mění. Hodnota variance je v těchto případech vysoká. K základní barvě je přidána žlutá či zelená barva, která nás informuje především o turbulenci. Podobně je však hodnota variance vysoká u laminárních vysokorychlostních proudění, kde se hodnoty liší díky fenoménu nejednoznačnosti. I pro CFM platí omezení Nyquistovým limitem. PRF je zde omezena nejen hloubkou umístění 26



vzorkovacího objemu, ale také celkovou rychlostí konstrukce jednotlivých linií (ta je určena hloubkou umístění výseče, počtem vzorkovacích objemů na linii a počtem skenování každé linie). K tomu přistupuje nutnost vytvořit obraz pro každou linii. PRF je tak zároveň závislá na celkovém počtu linií, který je určen šíří výseče. Platí tedy, že PRF je možno zvýšit zúžením a zkrácením výseče a její lokalizací v menší hloubce. Při překročení Nyquistova limitu se mění jedna barva ve druhou. Vždy jde o přechod z jednoho světlého odstínu do druhého. Tím se barevný aliasing liší od změny směru proudění, kde rovněž dojde ke změně barvy, ale přechod se děje přes odstíny tmavé.

1.8.7 Kontrolní prvky barevného mapování Celkový zisk (gain). Umožňuje nastavit optimální výtěžnost užitečného signálu. Pokud je příliš vysoký, objevují se v obraze zrnivé jasné body neodpovídající žádnému proudění. Naopak v případě nedostatečného zisku je informace o proudění chabá. Rozsah rychlostí. Jeho nastavení jde ruku v ruce s nastavením PRF. Nastavení maximálního rozsahu dovede omezit vznik fenoménu nejednoznačnosti. Na druhé straně snížení rychlostního rozsahu (nebo PRF) je využíváno u metod, které jsou založeny na zobrazení linií aliasingu (např. metoda PISA – viz kapitola 2.2.5). Posun nulové linie. Je analogický posunu základní linie u PW způsobu. Barevná škála pro proudění jedním směrem je upřednostněna na úkor směru opačného. Tohoto nastavení se někdy využívá při metodě PISA (viz. kapitola 2.2.5) ke zvýraznění linií aliasingu (tzv. zero-shift metoda). Nastavení pozice, šíře a délky barevné výseče. Ovlivňuje rychlost konstrukce výsledného obrazu a tím i maximální možnou dosažitelnou PRF. Příliš široká výseč vede ke snížení frekvence zobrazení a zhoršuje jeho výtěžnost. Tkáňové filtry (tkáňová preference). Dovolují upřednostnit zobrazení barevného mapování nebo dvourozměrného zobrazení. Optimální je nalezení kompromisu mezi oběma modalitami. Výjimkou může být například barevný způsob M, kde bývá dvourozměrný obraz výrazně potlačen. Nastavení barevných škál. Moderní přístroje umožňují volit barevné odstíny, přepínat směr zobrazení (modrá barva směřující k sondě) a zapnout či vypnout zobrazení variance.

27

1 Fyzikální principy echokardiografie

Recommend Documents