269. Zjawisko tłumienia w USG

Zjawisko tłumienia uniemożliwia otrzymanie dowolnie dużych częstotliwości f dla otrzymania dużej zdolności rozdzielczej.

p (d)= p₀ × e^-αd

p- ciśnienie akustyczne na głębokości d

p₀ - cisnienie akustyczne początkowe

α -współczynnik tłumienia

d- głębokość wnikania

Za tłumienie ultradźwięków w tkankach odpowiedzialne są 2 zjawiska:

1. ABSORPCJA-wynik zamiany energii mechanicznej drgań cząstek ośrodka na ciepło

Im większa częstotliwość ultradźwięków tym absorpcja jest silniejsza

α _a ~ f α_a - współczynnik absorpcji

2. ROZPRASZANIE- związane z niejednorodnością ośrodków w których ultradźwięki się rozchodzą

W zależności od wielkości ośrodka rozpraszania wyróżniamy 2 rodzaje rozpraszania ultradźwięków:

a) rozpraszanie Rayleigha - zachodzi gdy długość ultradźwięków jest dużo większa od wielkości struktur rozpraszających np.-. rozpraszanie ultradźwięków na erytrocytach, trombocytach

α_R = k_R ×f⁴ α_R- współczynnik rozpraszania Rayleigha

b) rozpraszanie Tyndalla- zachodzi gdy długość ultradźwięków jest porównywalna do wielkości struktur rozpraszających ( wielkości tego samego rzędu) wystepuje zazwyczaj na granicy dwóch różnych tkanek

α_T = k_T × f ² α_T- współczynnik rozpraszania tyndalla

Wzrost częstotliwości powoduje wzrost współczynnika rozpraszania. α= α_a+ α_r

α współczynnik tłumienia

α_{a- współczynnik absorpcji}

α_{r- współczynnik rozpraszania}

270. zdolność rozdzielcza USG

Jest to odwrotność odległoścd_min między dwoma punktami które można oddzielić w danej metodzie( można je zobaczyć).

Z= 1/ d_min~1/λ~f

Zdolność rozdzielcza powinna być jak największa, czyli odległość między dwoma punktami powinna być jak najmniejsza.

Zdolność rozdzielcza jest rzędu długości fali używanej w danej metodzie. Jest odwrotnie proporcjonalna do długości fali i wprost proporcjonalna do częstotliwości fali.

271. Echa USG

Fala ultradźwiękowa wnikając do organizmu i trafiając na przeszkodę w postaci krwi lub tkanki tłuszczowej (których współczynniki odbicia są większe od zera) ulega częściowemu odbiciu i wraca do aparatu USG w postaci echa. Echo niesie ze sobą informację o granicy dwóch tkanek.

Im dalej jest granica dwóch tkanek od głowicy tym amplituda powracających ech jest mniejsza co jest tłumaczone efektem tłumienia. Na podstawie czasupowrotu echa otrzymuje sie informacje o odległości granicy tkanek od głowicy piezoelektrycznej. Echa przedstawiane są w prezentacjach A, M, 2D.

Zależność odległości granicy tkanek od głowicy przedstawia równanie:

2x=ct, gdzie c to szybkość rozchodzenia się ultradźwięku w tkance.

Więc x=ct/2

272. Wzmocnienie USG

W badaniu USG otrzymujemy szereg ech ultrasonograficznych. Ze względu na tłumienie ultradźw. amplituda ech jest coraz mniejsza. Do wzmocznienia ultradżwięków wykorzystujemy metodę SRW - strefowej regulacji wzmocnienia im później echo dociera do głowicy piezoelektrycznej tym jest silniej wzmacniane. Dzięki temu dochodzi do wyrównania amplitudy ech.

275. Czynniki wpływające na rozchodzenie się fal ultradźwiękowych

• Prędkość ultradźwięków w tkankach zależy od dwóch wartości:

c=
gdzie: k- współrzędna sprężystości ośrodka

• ρ- gęstość ośrodka

Dla kości i mięśni prędkości te zależą również od kierunku fali, bo są to ośrodki anizotropowe.

Przykładowe prędkości: w powietrzu- 340m/s, w tk. miękkich- ok.1500m/s, w kościach- 4000m/s

Długość fali zależy od prędkości rozchodzenia się: (f- częstotoliwość)

λ=

Zdolność rozdzielcza jest proporcjonalna do częstotliwości i odwrotnie proporcjonalna do długości fali.

• Tłumienie

• Odbicie

276. Prezentacja A

-(amplitudowa, askopia)

-wykorzystywana w okulistyce

-polega na analizie amplitud powracających ech

-do uzyskania obrazów wystarczy głowica USG z pojedynczym kryształem piezoelektrycznym

277 prezentacja m

Prezentacja M (Motion, ruch) jest jednym ze sposób w echografii przedstawienia informacji o granicach tkanek w sercu. W prezentacji M cała podstawa głębokości porusza się ruchem jednostajnym. W metodzie tej stosuje się ekrany z długą poświatą, które długo utrzymują obraz, dzięki czemu można go sfotografować. Dzięki znajomości prędkości przemieszczania się głębokości podstawy można wyliczyć takie parametry serca jak: szybkość drgań m. sercowego oraz zastawek.

278 ilościowa metoda pomiaru prędkości krwi w Dopplerze

Ilościowa metoda pomiaru prędkości krwi jest możliwa, gdy znamy kąt Θ, czyli położenie naczynia krwionośnego. (Jeśli nie znamy to JAKOŚCIOWA metoda.)

W wykładach jest taki schematyczny rysunek do tego.

Mamy 2 pary głowic piezoelektrycznych, przełącznik i analizator. Przełącznik najpierw pozwala na pracę jednej głowicy. Wysłana fala odbija się i powraca. Analizator rejestruje częstotliwość fal dla 1-szej pary generatorów:

Po zanalizowaniu czestoliwości z pierwszego generatora, przełącznik wyłacza go i pozwala na pracę drugiemu generatorowi, który wysyła fale o tej samej częstotliwości. Fale powracają i analizator rejestruje częstotliwość fd2

Po porównaniu fd1 do fd2 i przekształceniach wychodzi:

Fd1,fd2->częstoliwość dopplerowska

Kąt Θ-> położenie naczynia krwionośnego.

279. Częstotliwość dopplerowska - jest charakterystyczna m.in. dla fal elektromagnetycznych i dźwiękowych, zjawisko to polega na pozornej zmianie częstotliwości źródła fal, wynikającej z ruchu źródła albo z ruchu obserwatora.

Ruch badanego obiektu w kierunku głowicy powoduje wzrost częstotliwości fali odbitej, natomiast ruch "od" głowicy powoduje spadek częstotliwości fali odbitej.

1) Ruchome źródło, obserwator nieruchomy

a) źródło zbliża się z pewną prędkością do obserwatora. Obserwator odbierze wyższą niż emitowaną częstotliwość

f₁= f₀ c/c-v

b) źródło oddala się z pewną prędkością do obserwatora. Obserwator odbierze niższą niż emitowaną częstotliwość

f₁= f₀ c/c+v

2) Nieruchome źródło, obserwator ruchomy

a) obserwator zbliża się z pewną prędkością do obserwatora (v)

f₂= f₀ c+v/c

b) obserwator oddala się z pewną prędkością do obserwatora (v)

f₂= f₀ c-v/c

Zjawisko Dopplera zostało wykorzystane w diagnostyce układu krążenia, do wyznaczania średniej prędkości krwi, rozkładu prędkości krwi w naczyniach, głownie dla dużych naczyń klatki piersiowej i większych tętnic obwodowych.

Obserwator - element morfotyczny krwi, źródło - głowica ultrasonograficzna.

Ruch badanego obiektu w kierunku głowicy powoduje wzrost częstotliwości fali odbitej, natomiast ruch "od" głowicy powoduje spadek częstotliwości fali odbitej.

280. Impulsowa metoda dopplerowska.

Znajomość prędkości krwi otrzymanej za pomocą metody fali ciągłej ultrasonografii nie jest wystarczająca. Monitorowanie rekonwalescencji wymaga często oznaczenia wydatku krwi w naczyniu krwionośnym.

Ten właśnie WYDATEK można wyznaczyć METODĄ IMPULSOWĄ ULTRASONOGRAFII DOPPLEROWSKIEJ.

Strumień krwi: wydatek

Q=ΔV/Δt=lS/Δt=V_śrπr²

Q= V_śrΠr²

→ trzeba zmierzyć V_śr i promień naczynia r

Na granicy z naczyniem część fal ulega odbiciu - pierwsze echo, część wchodzi odbija się od warstw krwi, część odbija się od drugiej ścianki - drugie echo.

Mierzy się czas I i II echa:

d= ct → r= 1/2 ct gdzie c prędkość, t czas

2r=cτ → r=1/2cτ τ - średni czas między echami

Z powyższych mamy promień. Możemy wyliczyć wydatek czyli ilość krwi przepływającą w danym czasie.

282 Dlaczego zanika sygnał NMR?

-Wynika to z wzoru na moment pędu μ=-e/T*πr^2 gdzie czas jest w mianowniku więc z jego wzrostem zmniejsza się wartość moment pędu od której zaś zależy NMR

283.

Częstość Larmora (fL) częstość z jaką jądra precesują wokół własnej osi

fL=1/2π*γ*Bo

284

Obrazowanie NMR

Jeżeli zewnętrzne pole magnetyczne jest niejednorodne (istnieje gradient pola), to częstość rezonansowa będzie zależała od współrzędnej położenia jądra w próbce. Obserwując natężenie sygnału w zależności od głebokości można uzyskać przestrzenny rozkład atomów danego pierwiastka.

Stosując gradient kolejno w kierunkach osi x, y i z otrzymuje się pełny, 3-wymiarowy obraz badanego ciała.

Indukcja pola magnetycznego w położeniach x1 i x2 jest różna

źródło informacji to sygnału magnetycznego rezonansu jądrowego

• badany obiekt umieszczany jest w zewnętrznym silnym polu magnetycznym Boi oświetlany falą elektromagnetyczną o częstości ω= γBo, odpowiadającą częstości precesyjnej Larmora obserwowanych jąder

• ze względu na wysoką koncentrację w materii biologicznej i duży współczynnik giromagnetyczny najczęściej są to jądra 1H.

•na jednorodne pole magnetyczne nakładany jest liniowy gradient pola G -różnicuje to zatem częstość rezonansu jąder w poszczególnych komórkach analizowanego obiektu (vokselach)

Obrazowanie -metoda projekcji. Gradienty pola podawane pod różnymi kątami względem pola Bo pozwalaj ąna otrzymywanie zbiorczych sygnałów od odpowiednich warstw ciała. Procedura komputerowa pozwala na otrzymanie z nich obrazów przestrzennych (podobnie jak w tomografii rentgenowskiej)

Gradient magnetyczny NMR

Niezerowy spin jądrowy posiadają praktycznie wszystkie atomy. W bardzo dużym uproszczeniu spin jądrowy można sobie wyobrazić jako rotowanie jądra wokół własnej osi. Jest on związany z wewnętrznym momentem pędu jądra. Każde jądro jest obdarzone dodatnim ładunkiem elektrycznym, stąd jego spin generuje bardzo słabe pole magnetyczne i jest źródłem momentu magnetycznego.
Podstawą zjawiska NMR jest oddziaływanie spinów jądrowych z polami magnetycznymi:

• stałym polem magnetycznym \vec B_z, które jest wytwarzane magnesami (oś "Z" jest osią magnesu spektrometru, w literaturze często zamiast \vec B_z pisze się \vec B_0 ),

• zmiennym polem magnetycznym \vec B_{xy}(t), skierowanym prostopadle do osi "Z" (generowanym przez fale elektromagnetyczne w cewce spektrometru, w literaturze \vec B_{xy} określane jest jako \vec B_1),

• zmiennymi polami lokalnymi generowanymi przez sąsiednie jądra atomów oraz znajdujące się na nich chmury elektronowe.

---