Ultrahang képalkotás
A RadiWiki wikiből
BEVEZETŐ
Az ultrahangkép azáltal keletkezik, hogy az ultrahangnyaláb a test egy szeletét végigpásztázza (93. ábra). Minden egyes pásztázóvonalban egy pulzust bocsátunk a testbe és hogy ha van olyan struktúra, amely visszaveri ezt az ultrahangpulzust, a visszavert pulzusok echot képeznek, a transzducer pedig elektromos impulzussá alakítja át ezeket.
Ultrahangkép keletkezése adott testrészről.
Az elektromos impulzusok feldolgozásából készül az ultrahangkép. Az echo-képző struktúrák helyének meghatározását két tényező alakítja ki: 1) a reflektáló struktúra távolságát vagy mélységét a pulzus kibocsátás és vétel közt eltelt idő alapján számítják. 2) a struktúra horizontális vagy laterális kiterjedését pedig az egymás mellett elhelyezkedő echok helyzetének ismerete biztosítja. A visszatérő echo amplitudója a visszaverődés erősségét reprezentálja. Ezt ábrázolhatjuk grafikusan, ahol a visszavert pulzus amplitúdója a távolság függvényében kerül ábrázolásra (A-mód), vagy ábrázolhatjuk egy képen, ahol az echoamplitúdó a visszaverő struktúra fényességét jelenti. Ez utóbbit B-módnak nevezzük, amely a „hagyományos” ultrahang képet jelenti. Sajnos a visszatérő echo amplitúdóját a szövetben történő abszorpció is befolyásolja. Ezt a jelenséget kompenzálhatjuk egy technikával, az ún. idő-vétel kompenzáció (TGC, Time Gain Compensation), mely az abszorpciós hatást jelentős mértékben kompenzálni tudja és a monitoron, illetve a képen csak az echot keltő struktúrák, vagy a visszaverő jellegzetessége határozza meg a struktúra megjelenését.
ECHO AMPLITÚDÓ
Vizsgáljuk meg a 94. ábrán bemutatott esetet. Ebben a vizsgált szeletben négy visszaverő struktúrát ábrázoltunk, amelyek a szelet különböző mélységében helyezkednek el. Ugyancsak feltételezzük, hogy mind a négy pozícióban azonos visszaverődés áll fenn és az echo-pulzusok azonos amplitúdójúak. A 94. ábrán mindezt A-módban, illetve B-módban bemutatjuk, hogy ezek a struktúrák hogyan jelennének meg, ha a szöveti abszorpciót nem kompenzálnánk.
Echo amplitúdó és fényesség csökkenése A-mód és B-mód esetén szöveti abszorpció mellett.
A-mód megjelenítés
Az A-mód megjelenítés akkor hasznos, ha a visszatérő echo amplitúdóját akarjuk összehasonlítani a visszaverő struktúra mélységi információjának vonatkozásában. Az echo jel helyzete a mélységi skálán az adó-vétel idő intervallum függvényében kerül feltüntetésre.
B-mód megjelenítés
A B-módú képen minden struktúra fényességét a visszavert echo amplitudója határozza meg. A 94. ábrán láthatjuk, hogy a fényesség egyre csökken, ahogy a mélyebb struktúrák felé haladunk. Ennek oka a szöveti abszorpció, mellyel a transzducer felől a mélybe haladó, illetve a mélyből a visszatérő echokat is érinti. Figyeljük meg a B-mód struktúrák fényessége és az A-mód echoamplitúdók magasságát, illetve ezek összefüggését. Az echoamplitúdó és a fényesség csökkenése a mélység függvényében nem kívánatos, mivel ezek megjelenése nem reprezentálják a visszaverődés valódi mértékét.
TGC– idő-vétel-kompenzáció
A szöveti abszorpció hatásának kiküszöbölésére született meg az idő-vétel-kompenzáció (TGC). Ez a technika használható egy adott mélységből érkező echok kihangsúlyozására vagy elrejtésére. A TGC-t egy elektromos erősítőrendszer végzi. Amikor a transzducer regisztrálja a visszaérkező echokat, akkor azokat egy elektromos pulzussá alakítja át, melyeket az erősítőhöz küld. A TGC elve, hogy az elektromos pulzusamplitúdókat felerősítse az adás-vétel időintervallum függvényében. Mivel ezt az időintervallumot az echo-képződés mélysége határozza meg, az erősítés szintén a mélységgel lesz kapcsolt. Így tehát egy kis mélységről visszatérő echo nagyon rövid időintervallumon belül visszatér és viszonylag kis erősítést kap. Egy mélyebb struktúránál kialakult echo hosszabb idő múlva tér vissza és ezt a jelet jobban felerősíti a TGC rendszer.
Szöveti abszorpció hatásának kiküszöbölésére idő-vétel-kompenzáció (TGC) segítségével.
Az erősítő az elektromos rendszer méretét növeli. A kompenzáció mértéke tehát az elektromos pulzusamplitúdó erősítését jelenti és ezt dB egységben fejezzük ki. A kompenzációt, illetve erősítést az ultrahangkészüléket használó szakember szabályozhatja. Általában egy szabályozási lehetőség van, mely ugyanakkora erősítést alkalmaz minden pulzusra és emellett van a TGC, mely automatikusan állítja a kompenzációt a mélység függvényében. A TGC-t mélységspecifikusan is külön-külön állítani lehet az egyes rétegeknek megfelelően (95. ábra). Az ábrán az A-mód megjelenítés, amelyben a nyilak mutatják az erősítés mértékét, amelyet a TGC alkalmaz. Ennek következtében mind a négy echogén struktúra azonos fényességgel jelenik meg a B-mód megjelenítésben.
SZÖVETI JELLEMZŐK
Minden B-módban készült képen visszaverődést okozó struktúrák fényes területként ábrázolódnak. Vannak azonban nem kívánatos műtermékek, melyek hasonlóképpen jelennek meg és ezekről később lesz szó. Egy adott szeletben számos struktúra ábrázolódhat, melynek az ultrahangképen specifikus a megjelenése (96. ábra).
Ultrahang képen megjelenő három specifikus szöveti tulajdonság.
Szövethatárok
Ahogy korábban tárgyaltuk, echo akkor jön létre, ha az ultrahangpulzus különböző akusztikus impedanciájú szövetek határfelületével találkozik. Valójában ez a jelenség az ultrahang képalkotás alapja. Ha ezek a határok általában nagyobbak, mint maga az ultrahangpulzus, akkor a képen jellegzetes „fényes” területként ábrázolódnak. Ilyen szöveti határok lehetnek különböző szervek határfelületei, érfalak, lágyrész, csont határfelületek és a szervezetbe bevezetett eszközök, mint például katéterek vagy implantátumok.
Tükörszerű visszaverődés
Ha a szövethatár viszonylag sima, az ultrahangpulzus tükröződve verődik vissza, mely azt jelenti, hogy a visszavert pulzusok azonos irányba haladnak. Ha ez a visszaverődés a transzducer irányába történik, akkor a visszaérkező echo egy határfelület megjelenéséhez vezet. Ahhoz, hogy az echo a transzducer felé verődjön vissza, csupán néhány fokkal térhet el a pulzus beérkezésének irányától, ha nagyobb szögben tér el a beérkező és visszavert pulzus, akkor az echo nem tud visszatérni a transzducerhez és az ilyen módon „eltérített” echo nem vesz részt a képalkotásban.
Szórt visszaverődés
Az ultrahang képalkotással detektálható szöveti határok ugyanakkor sokszor szórt visszaverődésből is, nem pedig csak tükörszerű visszaverődésből származnak. Szóródás akkor jön létre, ha az ultrahangpulzus egy egyenetlen határfelülettel találkozik, mely nem képes tükörszerű visszaverődést okozni. Az ilyen egyenetlen felületeken képződött echok számos irányba verődnek vissza. A „szabálytalanul” visszaverődött echok egy része ugyanakkor visszatér a transzducerhez és részt vesz a képalkotásban.
Parenchyma minták
A szövet parenchymás struktúrájában számos apró visszaverődés jöhet létre. Ezek elsősorban szórt visszaverődést okoznak minden irányba. E visszaverődések egy része a transzducer irányába történnek és ezek az echok hozzájárulnak a keletkező kép kialakításához. Ugyanakkor a parenchyma és egy nagyobb szöveti határ megjelenése között fontos különbség van. A parenchymában sok, egymáshoz közeli reflexiós felület helyezkedik el, melyekkel a pulzus nem külön-külön lép kölcsönhatásba. Az egyes reflexiós felületeken képződő gyengébb echok konstruktív interferencia folytán egymást erősítik, melynek következtében egy jellegzetes mintázatként jelennek meg az ultrahangképen. Ez az a pettyes mintázat, mely a legtöbb ultrahangképre leginkább jellemző (97. ábra). Bár a pettyek nem állnak közvetlen kapcsolatban a finom szöveti struktúrával, mégis információt adnak a parenchyma jellegzetességéről. Ebből adódik, hogy a különböző szövetek és szervek másként pettyesek. Egy adott szövetféleség ugyanakkor nem mindig azonos módon jelenik meg a különböző ultrahang képalkotási módszerek során, melyet olyan tényezők befolyásolnak, mint a frekvencia és az ultrahangpulzus nagysága.
Parenchymára jellemző pettyes mintázat.
Folyadék
A legtöbb folyadék a hagyományos ultrahangképen jellegzetes módon jelenik meg, mivel a folyadékok kevéssé okoznak visszaverődést. A folyadékok homogének, mivel nincsenek bennük (akkora) struktúrák, amelyek detektálható echokat képeznének. Ezért a szervezetben lévő folyadékgyülemek, mint például hugyhólyag vagy ciszták, az ultrahangképen sötét területként ábrázolódnak. Ugyanakkor a vérben keringő vörösvértestek visszaverik az ultrahangpulzust, ez a jelenség képezi a véráramlás megjelenítésének fizikai alapját, melyet a későbbiekben tárgyalunk.
TRANSZDUCEREK
Transzducernek nevezünk minden olyan eszközt, mely energiát alakít át annak egyik formájából egy másikba. Az ultrahang transzducer elektromos energiát alakít át ultrahang energiává és fordítva. Az ultrahang képalkotásban használt transzducerek egy vagy több piezoelektromos kristályból épülnek fel. A transzducerek alapvető tulajdonságait (rezonancia, frekvencia-válasz, fókuszálás, stb.) egy egy-elemű transzducer segítségével lehet szemléltetni, ugyanakkor a képalkotásban használt transzducerek több-elemű piezoelektromos kristály sorozatokat tartalmaznak.
Piezoelektromos hatás
Bizonyos kristályokban nyomás hatására a kristály ellentétes felületein feszültségkülönbség alakul ki, mely jelenséget piezoelektromos hatásnak nevezünk. Ezt a jelenséget használják ki az ultrahang képalkotás során, amikor is az ultrahang elektromos jelet indukál a piezoelektromos kristályban. Az elektromos jel nagysága arányos a beérkező ultrahang nyomáshullámával. Hasonlóképpen, ha egy piezoelektromos kristályra feszültséget alkalmazunk, akkor a kristály zsugorodik vagy kitágul a feszültség polaritásától függően. Ez a jelenség a fordított piezoelektromos hatás, melynek segítségével a transzducer ultrahang hullámokat generál. Számos kristály mutat piezoelektromos hatást alacsony hőmérsékleten, de ultrahang transzducerben való alkalmazásuk mégsem lehetséges, mivel szoba hőmérsékleten elvesztik ezt a tulajdonságukat. Azt a hőmérsékletet, ahol a kristályok a piezoelektromos tulajdonságukat elvesztik, Curie-pontnak nevezik. A transzducer hatékonyságának egy általános meghatározása a befektetett és konvertált energia hányadosa, melyet az ún. elektromechanikus csatolási koefficienssel (kc) fejezhetünk ki. Amennyiben elektromos energiát alkalmazunk, akkor a kc2 = a mechanikus energiává konvertált elektromos energia/alkalmazott elektromos energia.
Minden ultrahangkészülék piezoelektromos kristályt alkalmaz ultrahang generálására és detektálására. A természetben számos piezoelektromos kristály fordul elő, ugyanakkor a diagnosztikában szinte kizárólag csak mesterséges kristályokat (pl. bárium titanát, ólom metabionát, ólom cirkonát titanát (PZT)) használnak.
Transzducer kialakítás
Az ultrahang transzducer funkcionális komponense a piezoelektromos kristály. A kristály a legnagyobb választ a rezonancia frekvenciáján adja, melyet a kristály vastagsága határoz meg. Ahogy a kristály egy teljes zsugorodás-tágulás cikluson átmegy, a következő zsugorodásnál a kompressziós hullámok a kristály ellentétes oldala felől a kristály közepe felé tartanak. Ha a kristályvastagság megegyezik a hanghullám hullámhosszával, akkor a kompressziók az ellentétes kristályoldalról pont akkor érkeznek, amikor egy éppen következő zsugorodás elindul. A kompressziós hullám gátolja a zsugorodást és ezáltal csillapítja a kristály „teljesítményét”. Ezért energiatékozló egy olyan kristály „működtetése”, melynek vastagsága megegyezik az ultrahang hullámhosszával. Ugyanakkor, ha a kristály vastagsága a hullámhossz fele, akkor a kompressziós hullám az ellentétes kristályfelületet épp a tágulás elején éri el. Ezesetben a kompressziós hullám segíti a tágulási folyamatot. Hasonló eredményre vezet, ha a kristályvastagság a hullámhossz páratlan számú többszöröse (pl. 3/2, 5/2), mely esetekben a kompressziós hullám több periódus után éri el az ellentétes oldalt. A vastagabb kristályban ugyanakkor nagyobb a gyengítés, így a leghatékonyabb transzducerműködést a fél hullámhossz vastagságú kristályok esetében kapjuk. A fél hullámhossz vastagságú kristály rezonancia frekvenciáját () a
= c/ct
összefüggés adja meg (t = kristály vastagsága). Ebből az összefüggésből könnyen kiszámolható, hogy pl. egy másfél mm-es vastag kristály esetén, melyben az ultrahang terjedési sebessége 5740 m/sec., a rezonancia frekvencia 1,9 MHz. A kristály megfelelő felületeit elektromosan vezető vékony filmmel vonják be és magát a kristályt pedig egy műanyaghenger egyik végén rögzítik. A vizsgálati felszín felé tekintő kristályfelületet műanyag védőréteggel látják el, amely egyben a vizsgálandó test és a kristály közötti energiaátvitelt is biztosítja. Az energiaátvitel ¼ hullámhossz vastagság esetén a maximális. Ha a kristály mögött levegő lenne, akkor a tartóhengerbe kibocsátott hanghullám a henger másik végéről visszaverődne. Ez a visszaverődött ultrahang megerősíti a transzducertől előrefelé induló hullámokat és az ultrahang nyaláb energiájához hozzájárul. Egyben megnyújtja a pulzushosszt, mely nem okoz problémát bizonyos alkalmazásokban, pl. pulzus vagy CW Doppler. Ugyanakkor a legtöbb képalkotó technikában rövid ultrahang pulzusokat alkalmaznak, ez a transzduceren történő visszaverődés hátrányos lenne, ezért ezt csillapítani kell. Ezt a kristály mögötti tér kitöltésével érik el, mely szigetelő anyag nemcsak csökkenti a visszaverődést, hanem az ultrang hullámokat jelentősen gyengíti (98. ábra).
A transzducer felépítése
A transzducer frekvencia érzékenysége
Az ultrahang transzducert úgy alakítják ki, hogy a rezonancia frekvenciájára maximális érzékenységű legyen. A rezonancia frekvenciát alapvetően a piezoelektromos kristály határozza meg. A vékony kristályok magas frekvenciájú, a vastagabbak alacsony frekvenciájú ultrahangot keltenek. A transzducer rezonancia frekvenciáját úgy határozhatjuk meg, ha a frekvencia érzékenységét (válaszát) a frekvencia függvényében ábrázoljuk (99. ábra).
A transzducer rezonancia görbéje.
Az ábrán két különböző transzducer frekvencia válaszát jelenítettük meg. A nem csillapított transzducer éles frekvencia választ mutat egy viszonylag szűk frekvencia tartományban. A csillapított transzducer nagy energia abszorpciója miatt a frekvencia válasz kiszélesedett és a rezonancia frekvenciánál nincs kifejezett csúcs. A csillapítatlan transzducernél a 1 és 3 pontok a maximális frekvencia válasz félértékeinél mért frekvenciák, melyek közti értékek alkotják a transzducer sávszélességét. A maximális válasz értéke () és sávszélesség (- aránya adja meg a transzducer ún. Q értékét. A Q érték jellemzi tehát a transzducer frekvencia válaszát ill. annak élességét, ha tehát a Q érték nagy, igen éles, viszonylag szűk frekvencia tartományra vonatkozó frekvencia választ kapunk.
Az ultrahang képalkotásban használt transzducerek rövid ultrahang pulzus kibocsátására képesek és a visszatérő echok széles frekvencia tartományú hullámokat tartalmaznak. Ennek következtében általánban erősen csillapított, alacsony Q értékű transzducerek használata célszerű. Mivel a csillapítás egy része magában a kristályban létrejön, azok a kristályokat preferálják, melyek belső csillapítása nagy és ezáltal alacsony Q értékűek (pl. ólom cirkonát titanát). Az ultrahang pulzusnak transzducerből a vizsgálandó szövetbe való jutása annál hatékonyabb, minél jobb a csatolás a két rendszer között. Ha van egy csatoló médium a két rendszer között, melynek akusztikus impedanciája nem különbözik túlzottan sem a transzducerétől sem pedig a szövetétől, valamint a csatoló médium vastagsága kisebb mint az ultrang hullámhossza, akkor az ultrahang pulzus kis energiaveszteséggel jut a transzducerből a vizsgálandó szövetbe. Gyakorlatilag energiaveszteség nélküli ultrahang transzmisszió jön létre, ha a transzducer és a bőr közé egy vékony olajréteg kerül. Valójában az energiaveszteség akkor a legkisebb, ha a csatoló médium akusztikus impedanciája a kristály és a szövet akusztikus impedanciája közé esik. Ideális esetben: Zcsatoló médium = √Ztranszducer x Zszövet
Az ultrahang keltésének kétféle módját alkalmazzák. A folyamatos hullámkeltés esetén egy oszcilláló feszültséget kapcsolnak a kristályra, mely oszcilláció frekvenciája megegyezik a kívánt ultrahang frekvenciával. Ha pulzusszerű ultrahang hullámot kívánunk előállítani akkor a kristályra csak meghatározott, rövid ideig kapcsolunk feszültséget. A diagnosztikai képalkotásban a rövid ultrahang pulzusok használatosak. A rövid idejű oszcillációkat gyorsan kell csillapítani annak érdekében, hogy egy fél periódus időtartamban a pulzus lecsengjen.
Ultrahang nyaláb
Az ultrahang hullám kompressziós zónáját az ultrahang hullám mozgására merőleges vonalakkal ábrázolhatjuk (100.a. ábra). Ezek a vonalak a hullámfrontot jelölik.
Paralell és centrális hullámfrontok.
Egy nagyméretű ultrahangforrás esetén (a nagy méret az ultrahang hullámhosszához viszonyítva értendő) az ultrahang hullámfrontok egyenlő távolságú vonalakként írhatók le (100.a ábra). Az ilyen típusú hullámfrontot sík hullámfrontnak nevezzük és az ilyen ultrahanghullámot síkhullámnak nevezzük. A másik lehetőség, hogy az ultrahanghullám egy pontszerű hullámforrásból ered és ezesetben a hullámfrontokat növekvő átmérőjű koncentrikus körökként, illetve gömbökként képzelhetjük el. A pontszerű forrásból eredő hullámok gömb hullámfronttal jellemezhetők (100.b ábra).
A diagnosztikai ultrahang készülékekben a fent említett „ideális” méretű hullámforrások nem léteznek, hanem meghatározott méretű hullámforrásokat alkalmaznak. Ezeket úgy lehet elképzelni, mint pontszerű források sorozatát, melyek mindegyike szferikális hullámfrontot bocsát ki a médiumba. Ahol kompressziós zónák egymást keresztezik, konstruktív interferencia jön létre. A konstruktív interferencia miatt az egyedi kis hullámok erősítik egymást és a teljes nyomáshullám több kis hullám eredőjeként jön létre (101. ábra). Azokon a területeken, ahol az egyedi hullámok kompressziós zónái egy másik hullám ritkulási zónáival találkoznak, destruktív interferencia alakul ki.
Pontszerű szferikális hullámfrontok interferenciája.
A transzducerben számos hullámforrás helyezkedik el, melyek sok szferikális egyedi hullámot keltenek és ezáltal a médiumban számos konstruktív és destruktív interferencia alakul ki. Az ábrán ezek az interferenciák az egyedi hullámfrontot reprezentáló vonalak találkozásaiban jönnek létre. Az interferenciából származó erősítések és gyengítések (vagy kioltások) leginkább az ultrahangforráshoz közeli régióban fordulnak elő, míg távolabb ezek a jelenségek egyre kevésbé nyilvánvalóak. Az ultrahangforráshoz közeli régiót, ahol a hulláminterferenciák jellemző módon előfordulnak, Fresnel, vagy közeli zónának nevezzük (102. ábra).
Az ultrahang-nyaláb zónái a transzducertől távolodva.
Egy korong alakú transzducer esetén, ahol a korong sugara r, a Fresnel zóna hosszúságát (D) a D = r2/ összefüggés adja meg, ahol a az ultrahang hullámhosszát jelenti. A Fresnel zónán belül az ultrahangenergia egy nyalábként terjed, melynek szélessége nem nagyobb, mint a transzducer átmérője. A Fresnel zónán túl az energianyaláb kezd kiszélesedni, mely kiszélesedést egy szöggel, az ún. Frauhofer () szöggel lehet jellemezni, úgy mint sin = 0.6 (/r). Ezt a zónát Fraunhofer vagy távoli zónának is nevezik (87. ábra). Az orvosi diagnosztikában használt ultrahangnyalábnak kicsi az oldalirányú energiavesztése, azaz hosszú a Fresnel zóna. Ezért egy viszonylag nagy transzducer átmérő/hullámhossz arány szükséges. Ez a feltétel rövid hullámhosszú ultrahang esetén teljesíthető, melyek ugyanakkor magas frekvenciájúak. A magas frekvencia viszont gyorsabban abszorbeálódik, ezért a képalkotásban a 2–20 MHz közötti ultrahang frekvenciákat alkalmazzák. Ezeknél a frekvenciáknál egy 10 mm vagy annál nagyobb átmérőjű ultrahangnyaláb megfelelő módon irányítható és a vizsgálandó mélységben még nincs jelentős kiszélesedés.
Az ultrahang transzducer adó-vevő tulajdonságait részben a transzducer felépítése, részben pedig az elektromos gerjesztés módja határozza meg. Ezért az ultrahangnyaláb pontos alakját nehéz kiszámítani és a nyalábalakok és profilok meghatározása nem elhanyagolható. Ennek egy lehetséges módja, hogy egy pulzus-echo válaszprofilt mérünk meg. Egy ilyen válaszprofilt úgy lehet felvenni, hogy valamilyen reflektáló felületet helyezünk el a transzducertől különböző távolságban az ultrahanghullám terjedésére merőleges síkban. A szkennelés során az echo által keltett jelamplitúdót mérjük és a távolság függvényében ábrázoljuk. Egy ilyen pulzus-echo válaszprofilt és egy profilsorozatot a 88. ábra mutat. A pulzus-echo válaszprofil alapján meghatározható, hogy a maximális amplitudó hol csökken a felére (azaz -6 dB-lel) laterális irányban, mely távolság megadja, hogy a transzducer milyen széles tartományban képes megfelelő módon működni. Ha ezeket a laterális szélességi pontokat összekötjük, akkor különböző transzducer reflektor távolságokban megkapjuk a transzducer válaszprofilját.
Pulzus-echo válaszprofil és profilsorozat.
Az ultrahangnyaláb jellemzésének egy másik módja az izo-echo kontúrok meghatározása. Ebben az esetben minden kontúr az azonos intenzitású echo helyzetét adja meg (103. ábra). Az izo-echo kontúrok segítségével könnyebb meghatározni a transzducer laterális felbontását és a laterális felbontás ingadozásait a mélység függvényében.
Izo-echo kontúrok. A primer-nyaláb és az oldallebenyek.
A primér ultrahangnyaláb mellett kialakulhatnak a primér nyalábbal szöget bezárva kis intenzitású ultrahangnyalábok is (104. ábra). Ezeket a kis nyalábokat oldallebenynek is nevezik, és a transzducer transzverzális sikú rezgése hozza létre. Jelentőségük abban áll, hogy a transzducerhez közeli régióban műtermékeket okozhatnak, különösen ha a transzducer közelében echogén anyag, (pl. biopsziás tű) van jelen. A fentiekben egy általános célú, sima felszínű transzducer esetén fellépő jelenségekről volt szó. A legtöbb diagnosztikai alkalmazásban azonban ívelt felületű transzducereket használnak, mint pl. fókuszált transzducerek, dupla-kristályos transzducerek, ophtamológiai fejek, intravaszkuláris transzducerek, oesophageális transzducerek, stb.
Konkáv kristály.
Fókuszált transzducer
A fókuszált transzducer olyan ultrahangnyalábot képes létrehozni, mely a transzducertől bizonyos távolságban keskenyebb lesz, mint a transzducer felületnél. Azt a régiót, ahol az ultrahangnyaláb elkeskenyedik – fokális zóna – az ultrahang intenzitása akár 100-szorosára növekedhet a fokális zónán kívüli intenzitáshoz képest. Az intenzitás növekedés miatt a fokális zónában elhelyezkedő visszaverő struktúra lényegesen nagyobb jelet indukál a transzducerben. A fokális zónában elhelyezkedő maximális echo és a transzducer közti távolságot fokális hosszúságnak nevezik. A fókuszálásért gyakran maga a piezoelektromos kristály felelős, mely konkáv felületet képezhet (107 .ábra).
Fókuszált ultrahang-nyalábok és” lencsék”.
Az ultrahangnyaláb ugyanakkor fókuszálható tükrök és lencsék segítségével, melyek segítségével az intenzitás jelentősen növelhető. Mivel az ultrahang sebessége a lencsékben nagyobb, mint a környező médiumban, ezért konkáv lencsét kell használni fókuszálásra és konvex lencsét a nyaláb szórására (108. ábra). Ez a hatás pontosan ellentétes a látható fény és az azokat törő optikai lencsék esetével, ahol a terjedési sebesség is pont fordított a médiumban és a lencsében. Az ultrahang lencsék műgyantából vagy műanyagból készülhetnek. Erősen fókuszált transzducereket alkalmaznak a szöveti roncsolásra, ahol lokálisan igen nagy ultrahang intenzitás – hőhatás jön létre.
Doppler transzducer
A doppler vizsgálatra használt transzducerek folyamatos hullámot bocsátanak ki és folyamatosan detektálják is a visszavert jelet, mely két külön kristállyal lehetséges csak. Ezek a transzducerek éles frekvenciaválasszal jellemezhetők és ezért a transzducerben csak kevés csillapítást alkalmaznak.
Összetett transzducer
Régebben egy adott szelet szkennelését egy egy-elemű transzducerrel végezték, melyet a szeletet meghatározó vonal mentén kellett végigvezetni. A transzducer mozgatását lehetett kézzel vagy valamilyen mechanikai szerkezet segítségével végrehajtani. Manapság az ultrahangnyaláb térbeli mozgatása mechanikai mozgatás nélkül, egy kristálysorozat segítségével történik. Ebben a kristálysorozatban az ultrahangnyaláb iránya, szöge változtatható a kristályok gerjesztésének időzítése segítségével. A 108. ábrán egy kristálysorozatból felépülő transzducer vázlata látható. Valóságban akár 60-240 vagy még több kristályból épül fel a transzducer, mely kristálysorozatot csoportokban (3-20) gerjesztenek. Minden gerjesztett kristálycsoport egy szken-vonalat eredményez és mivel a kép egymás mellett elhelyezkedő vonalakból épül fel, a gerjesztett kristálycsoportok általában átfedik egymást. Az ábrán az első szken-vonalat az 1.2.3. kristályok gerjesztésével kapjuk, míg a második vonalat a 2.3.4. kristályok gerjesztésével. Ezt a gerjesztési mintát lineárisan kapcsolt sorozatnak hívjuk. A teljes kristálysorozat gerjesztésével felépülő kép általában 64, 128, 268, stb. sorból áll. Egy másik szkennelési módszer a fázisba hozott sorozat (phased-array) technológia. Ez a technológia minden szken-vonalnál az összes kristályelemet
A kristálysorozatból felépítő transzducer szkennelési szisztémája.
működésbe hozza úgy, hogy a kristályelemek gerjesztése között egy kis késleltetés van és ezáltal a sugárnyaláb egyik irányból a másikba végigpásztázza a vizsgálandó szeletet (109. ábra).
Fázisba hozott sorozat technológia. Dinamikus fókuszálás.
A kristálygerjesztés időzítésével, illetve az abban alkalmazott késleltetésekkel a kristálynyaláb fókuszálható, illetve a fókusztávolság variálható. Ezt a technikát dinamikus fókuszálásnak hívják, mivel a kép egy része a transzducerhez közeli fokális zóna alkalmazásával készül, míg a távolabbi területek nagyobb fokális zóna alkalmazásával. Az így készült kép felbontása lényegesen jobb lesz, mint amit egy állandó fókuszú transzducerrel készíthetünk (110. ábra).
Transzducer károsodás
A transzducer sokféleképpen sérülhet, mivel a kristályok és az elektromos összeköttetések törékenyek. A túl nagy feszültség alkalmazása kerülendő. Folyadékba csak a biztosan vízálló transzducereket tegyük. A transzducer károsodás leggyakoribb oka az eszköz leejtése, a vezetékek csavarodása, megtörése, melyeket természetesen kerülni kell.
ULTRAHANG KÉPMINŐSÉG
Az ultrahang kép felbontását befolyásoló legfontosabb tényező az ultrahang pulzus méretével összefüggő elmosódottság. Egy másik meghatározó faktor a területegységre eső scan-vonalak száma. Az ultrahang kép felbontását tehát az adott transzducer jellemzői és a beállított vizsgálati paraméterek határozzák meg. A korábbiakban tárgyaltuk, hogy az ultrahang pulzusnak két dimenziója van, úgy mint átmérője és hosszúsága, mely paraméterek általában egymástól függetlenek és egymástól független tényezők határozzák meg őket. A következőkben vizsgáljuk meg, hogy az ultrahangpulzus dimenziója miként befolyásolja a felbontóképességet.
Laterális (oldalirányú) elmosódottság
Az ultrahang kép laterális felbontó képességét az ultrahang pulzus átmérője, azaz a pulzusszélesség határozza meg abban az időpillanatban, amikor a pulzus a reflektáló tárggyal (struktúrával) kölcsönhatásba lép. Az ultrahangnyaláb szélességét alapvetően a transzducer tulajdonságai befolyásolják, elsősorban az ultrahangpulzust kibocsátó kristály mérete és az ultrahangnyaláb fókuszálása. A laterális elmosódottság folyamatát a 111. ábra demonstrálja.
Ultrahangnyaláb által keletkező laterális (oldalirányú) elmosódottság.
Az ábrán különböző mélységben azonos mértékben reflektáló kis tárgyak helyezkednek el. Amikor az ultrahangnyaláb végigpásztázza ezt a területet, ezeken a tárgyakon echok keletkeznek. Az ultrahangnyaláb szélessége összefügg az adott tárgyon képződő echoval, ezért a szélesebb ultrahangnyaláb útjába eső tárgy echoja is kiszélesedett lesz. Az ábrán jól megfigyelhető, hogy a legjobb felbontóképességet abban a mélységben kapjuk, ahol az ultrahangnyaláb a leginkább fókuszált, illetve legkeskenyebb. Ez egy fontos tényező, melyet egy adott vizsgálatnál a transzducer kiválasztásakor figyelembe kell venni.
Axiális (tengelyirányú) elmosódottság
Az axiális vagy mélységi elmosódottságot az ultrahangpulzus hossza határozza meg. Az ultrahangpulzus hosszát alapvetően a transzducer tulajdonságai, úgy mint a frekvenciája és csillapitása determinálja. Az ultrahangpulzus hossza a hullámhosszal függ össze, mely fordítottan viszonyul a frekvenciához. A nagyfrekvenciájú kis hullámhosszú ultrahanghullámokkal rövid pulzusok alakíthatók, mely axiálisan kisebb elmosódottságot okoz. Ugyanakkor az ultrahang szöveti abszorpciója a frekvencia növekedésével arányos, mely behatárolja, hogy milyen mélységig látunk az adott frekvenciában. A frekvencia megválasztása mindig egy kompromisszum keresés a felbontóképesség és a „leképezhető mélység” között (112. ábra).
Az ultrahang pulzus vastagságából vagy hosszából adódó axiális elmosódottság.
Az ultrahangnyaláb útjába eső struktúrákon echo képződik, melyek axiális elmosódottsága az ultrahangpulzus hosszával függ össze. Ha a reflektáló struktúrák közötti távolság kicsi az ultrahangpulzus hosszához képest, akkor ezek a struktúrák összemosódhatnak és az ultrahangképen nem fognak külön struktúraként megjelenni. A nagyobb frekvenciájú pulzus jobb felbontást, illetve részletgazdagságot biztosít, de csak egy limitált mélységig. Az alacsonyabb frekvenciák mélyebben fekvő struktúrák megjelenítésére is alkalmasak, de viszonylag gyengébb felbontó képességgel, illetve nagyobb axiális elmosódottsággal.
Scan-vonal sűrűség
A felbontóképesség másik fontos meghatározója különösen laterális irányban, az ultrahangnyalábok sűrűsége a megjelenítendő képterületen (FOV) belül. Nyilvánvaló, hogy jobb felbontást kapunk, hogy ha a képet nagyobb számú scan-vonal alkotja, de itt is két meghatározó tényező közt kell kompromisszumot találni: a leképezendő mélység (a FOV axiális dimenziója), valamint a képfrissítési ráta (113. ábra).
A transzducer ultrahang-nyaláb sűrűség.
A képet felépítő vonalak számát alapvetően behatárolja az az időtartam, mely az ultrahangpulzus testben megtett útjához szükséges, tehát a transzducertől az echogén struktúráig és onnan vissza a transzducerig tartó idő. Ahogy korábban tárgyaltuk, az ultrahang sebessége az emberi szövetekben az emberi lágyrészek, hozzávetőleg 1540 m/s – 154,000 cm/s. Egyetlen kép szkenneléséhez szükséges idő az ultrahang által megtett teljes távolság és a sebesség hányadosa. A teljes megtett távolságot a következő tényezők határozzák meg: a mélység (D), illetve ennek kétszerese, hiszen a transzducertől az echogén struktúrái és onnan vissza a transzducerig kell az ultrahangpulzusnak „utazni”; a scan-vonalak száma (N), melyek a képet felépítik.
Scan idő (sec.) = 2D (cm) N/154,000 cm/s
Ez az idő azonban csak egyetlen kép elkészülését adja meg, viszont a valós idejű (real-time) leképezéshez legalább másodpercenként 22-24 kép szükséges. A valós idejű leképezés különösen a mozgó struktúrák megjelenítésénél fontos. A képfrissítési ráta, azaz hogy másodpercenként hány képet tudunk leképezni, az alábbi képlet alapján számolható: Képfrissítési ráta (kép/s) = 77,000 cm/s/D(cm) N(vonal/kép). Például a 10 cm axiális FOV és 240 scan-vonallal felépített kép esetén maximálisan 32 lehet a képfrissítési ráta.
Kontrasztérzékenység
Az ultrahang kontrasztérzékenysége elsősorban a gyenge echok detektálásával és megjelenítésével függ össze. Ezt számos, az operátor által is befolyásolható tényező határozza meg. Az egyik ilyen a TGC, mely egy adott mélységben elérhető kontrasztérzékenységet szabályoz. Az ultrahang készülékek a beérkező jeleket elektronikus és digitális úton dolgozzák fel, mielőtt azokat a monitoron megjelenítik és ezek során több lehetőség adódik a képkontraszt jellemzőinek kialakítására. A megjelenített képen a kontrasztot a képpontok fényessége és a hozzájuk tartozó digitális érték viszonya determinálja (114. ábra). Ezek az összefüggések hasonlítanak a film tulajdonságait leíró görbékhez.
A fényesség és digitális érték közötti összefüggés meghatározza a képkontrasztot.
MŰTERMÉKEK
Az ultrahang képalkotásban viszonylag gyakoriak a műtermékek, melyek közül az alábbiakban néhányat bemutatunk.
Árnyékolás
Bizonyos struktúrák az ultrahangképen árnyékot képeznek, melynek oka lehet az adott struktúra nagy reflexiós vagy attenuációs jellemzője, melynek következtében csupán kis energia tud rajta áthatolni (100. ábra). A keletkező műtermék a struktúra mögött (alatt) egy csökkent intenzitású sáv formájában jelenik meg. A 115. ábrán egy kőárnyék sémája látható.
Erősítés, árnyékolás és refrakciós műtermékek megjelenése.
Erősítés
Az erősítés az árnyékolással ellentétes megjelenésű. Bizonyos tárgyak, mint pl. folyadékkal telt ciszták vagy a hugyhólyag a környező szövetekhez képest kisebb attenuációval bír, ezért a folyadéktartalmú struktúra mögött elhelyezkedő területek fokozott intenzitással ábrázolódnak (115. ábra).
Többszörös visszaverődés (reverberáció)
Többszörös visszaverődés fordulhat elő, ha az ultrahangnyaláb útjában kettő vagy ennél több erősen reflektáló struktúra helyezkedik el (116. ábra). Itt a műtermék úgy alakul ki, hogy néhány pulzus két reflektáló struktúra között oda-visszaverődik és ennek következtében csak késleltetve jutnak vissza az echok a transzducerhez. A késleltetés miatt a struktúra úgy jelenik meg, mintha az a testben mélyebben helyezkedne el. Általában az ilyen műtermék többszörös és egymástól azonos távolságban egyre gyengülő intenzitással ábrázolódik.
Legyűrűzés
Ez a műtermék bizonyos tárgy mögött elhelyezkedő fényes csíkként ábrázolódik (117. ábra) és olyan tárgy vagy struktúra okozza, mely az ultrahangpulzussal történő kölcsönhatás következtében rezonálni kezd. Ez a rezonancia több, egymáshoz közel eső echogén felületet jelent. Leggyakrabban kis fémtárgyak esetleg buborékok okozhatják.
Visszaverődési (reverberáció) műtermék keletkezését meghatározó tényezők.
Legyűrűzési (ring–down) műtermék keletkezése rezonáló tárgy esetén.
DOPPLER EFFEKTUS ALKALMAZÁSA
Az ultrahang képalkotás különösen hasznos a kardiovaszkuláris rendszer vizsgálatára, mivel alkalmas a mozgó struktúrák, így a szív valamint az áramló vér leképezésére is. A mozgó struktúrák megjelenítése történhet real-time B-módban, M-módban és a Doppler effektus alapján.
M-mód
Az M-mód megjelenítés lényege, hogy a reflektáló határfelület helyzetét az idő függvényében ábrázoljuk. Az M-mód leggyakoribb felhasználási területe az echokardiográfia, ahol a szív különböző határfelületeinek mozgását jelenítik meg egy monitor vagy grafikus eszköz segítségével (118. ábra). A határfelületeket megjelenítő pontok a képernyőn az idő függvényében horizontálisan mozognak. A nem mozgó struktúrák ennek következtében egy egyenes vonalat húznak, míg az ultrahang nyalábbal párhuzamosan elmozduló struktúrák az egyenes vonal vertikális kitérését okozzák. Az elmozdulás mértéke megfelelő kalibráció után meghatározható.
Mozgó szív megjelenítése M-mód segítségével.
Doppler képalkotás
A véráramlás megjelenítésének alapja a Doppler jelenség. A Doppler képalkotás segítségével a véráramlás iránya és sebessége is meghatározható. Ennek fizikai alapja abban rejlik, hogy az áramló vörösvértestek sebessége és áramlási iránya arányos a Doppler frekvencia eltolódással. Ha a vér a transzducer felé áramlik a Doppler hatás miatt nő a visszaverődött ultrahang frekvenciája. Ha vér a transzducer felől áramlik, akkor csökkeni fog a frekvencia. A Doppler képeket általában színkódolják az áramlási irány ill. a relatív sebsesség függvényében. A Doppler képalkotás során egy ugyancsak fontos szempont az áramlási irány és az ultrahang nyaláb által bezárt szög (119. ábra), mivel a frekvencia eltolódást ez a paraméter is befolyásolja. Maximális frekvencia eltolódás akkor jön létre ha az ultrahang nyaláb tengelye és az áramlás iránya megegyezik. Ez a szituáció ritkán adódik. A frekvencia eltolódás folyamatosan csökken, ahogy az ultrahang nyaláb tengelye és az áramlás iránya által bezárt szög a 90º felé közelít és derékszögnél a Doppler hatás nem érvényesül. A Doppler eltolódás a bezárt szög cosinusával arányos, mely érték 0º-nál 1, 90º-nál pedig 0.
Az ultrahang nyaláb által bezárt szög befolyásolja a Doppler frekvencia eltolódást.
Ha Doppler képalkotással kívánjuk az áramlást jellemezni két tényezőt kell figyelembe venni:
1. Az ultrahang nyaláb irányának legyen valamilyen komponense, mely az áramlás irányába esik.
2. Az áramlási sebesség meghatározásához ultrahang nyaláb tengelye és az áramlás iránya által bezárt szöget ismerni kell. A gyakorlatban ezt a B-módban készült képen manuálisan szokták bejelölni.
Doppler módszerek
A Doppler alkalmazásoknak két fajtája terjedt el, mely az ultrahang előállítás módjával függ össze. A két lehetőség a folyamatos hullámú (CW – continuous wave) és a pulzus-szerű ultrahang kibocsátás.
Bizonyos Doppler vizsgálatokban a transzducer tehát folyamatos ultrahang hullámot generál, mely olyan transzducerrel lehetséges ahol az adó és vevő kristály szeparált. A folyamatos ultrahang gerjesztésnél egyetlen kristály nem tud váltani az adó és vevő üzem-mód között, úgy mint a hagyományos üzemmódban, mely rövid ultrahang pulzusokat alkalmaz. A folyamatos hullámú ultrahang nem képes távolság mérésre, mivel nincsenek egyedi pulzusok melyek haladási idejét a készülék meg tudná mérni, azaz a különböző mélységből érkező echok egymástól nem választhatók el, úgy mint a pulzus üzem-módban. Bizonyos mélység szelektivitással mégis rendelkeznek ezek a transzducerek az adó és vevő elemek geometriai elrendezése miatt. Echok csak olyan régiókban keletkeznek, ahol a nyalábok útvonalai egymással átfednek.
A pulzus Doppler ugyanúgy diszkrét ultrahang pulzus-sorozatokat alkalmaz, mint az egyéb hagyományos ultrahang technikák. Fő előnye, hogy a detektált echok mélységi információt tartalmaznak.
A Doppler információ megjelenítése
A Doppler jelenségből származó információ többféleképpen is megjeleníthető. A megjelenítés módja az információ és a technika típusától függ, ez lehet grafikus vagy hang formájában történő prezentálás.
Audio megjelenítés: A véráramlás okozta frekvencia eltolódás általában a hallható hang tartományba esik. Az ultrahang készülékeken ez egy hangszoró segítségével követhető. A Doppler eltolódás okozta hang számos összetevőt tartalmaz, melyek frekvenciája, amplitudója a pulzáló áramlással folyamatosan változik.
Sebességspektrum-idő megjelenítés: Az összes sebesség összetevőt ábrázolják az idő függvényében. Minden függőleges vonal egy adott sebességet reprezentál, ahol a vonal magassága a jelenlévő sebesség tartományt mutatja és fényessége az adott sebesség komponens relatív mennyiségét jelzi (120. ábra).
Sebességspektrum-idő megjelenítése.
Sebesség-idő megjelenítés: egyetlen kiválasztott sebsesség változását lehet követni az idő függvényében ezzel a megjelenítési móddal. Számos paraméter állítható, de lehetőség van pl. átlagsebesség számolására is (121. ábra).
Color Doppler: az áramlási információt hozzá lehet adni egy B-módú képhez színkódolás segítségével. A Color-Dopplernél a színt az áramlás iránya és a relatív áramlási sebesség határozza meg. Hagyományosan a piros a transzducer felé, a kék a transzducertől távolodó áramlást kódolja. Az egyéb színekbe való átmenet a sebesség különbségeket jelölik.
Egy kiválasztott sebesség megjelenítése az idő függvényében.
vissza a tartalomhoz: KÉPALKOTÁS ESZKÖZEI - avagy az orvosi képalkotás fizikája
