var textForPages = ["Masarykova univerzita L´ekaˇrsk´a fakulta Biofyzik´aln´ı ´ustav Zobrazovac´ı metody vyuˇz´ıvaj´ıc´ı neionizuj´ıc´ı z´aˇren´ı Martin Sedl´aˇr Erik Staﬀa Vojtˇech Mornstein Brno 2014","Zobrazovac´ı metody vyuˇz´ıvaj´ıc´ı neionizuj´ıc´ı z´aˇren´ı Autorsk´y kolektiv: Ing. Mgr. Martin Sedl´aˇr (kapitoly 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7 a 8) Mgr. Erik Staﬀa (kapitoly 6, 7 a 8) prof. RNDr. Vojtˇech Mornstein, CSc. (odborn´a revize) Autor obr´azk˚u: Ing. Mgr. Martin Sedl´aˇr Kontakt: Biofyzik´aln´ı ´ustav L´ekaˇrsk´a fakulta Masarykova univerzita Kamenice 126/3 625 00 Brno ˇ Cesk´a republika Recenze: prof. MUDr. Ivo Hrazdira, DrSc. Ing. Ladislav Doleˇzal, CSc. CC BY-NC-ND 3.0 CZ 2014 c 2014 Martin Sedl´aˇr, Erik Staﬀa, Vojtˇech Mornstein c 2014 Masarykova univerzita ISBN 978-80-210-7156-8 ii","Podˇekov´an´ı Dˇekuji vˇsem, kteˇr´ı se zaslouˇzili o vznik tohoto textu. Dˇekuji rodinˇe a pˇr´atel˚um, kteˇr´ı mˇe po celou dobu psan´ı textu neust´ale podporovali, dˇekuji prof. RNDr. Vojtˇechu Mornsteinovi, CSc., za odbornou pomoc, cenn´e rady a pˇripom´ınky, kter´e v´yznamnˇe obohatily tento text, dˇekuji cel´emu kolektivu Biofyzik´aln´ıho ´ustavu L´ekaˇrsk´e fakulty Masarykovy univerzity v Brnˇe i vˇsem ostatn´ım, kteˇr´ı se na tvorbˇe textu jakkoliv pod´ıleli. Dˇekuji tak´e prof. MUDr. Ivo Hrazdirovi, DrSc. a Ing. Ladislavu Doleˇzalovi, CSc., za recenzi textu. Martin Sedl´aˇr Nechtˇej b´yt ˇclovˇekem, kter´y je ´uspˇeˇsn´y, ale ˇclovˇekem, kter´y za nˇeco stoj´ı.“ ” Albert Einstein Všechna práva vyhrazena. Žádná část této elektronické knihy nesmí být reprodukována nebo šířena v papírové, elektronické či jiné podobě bez předchozího písemného souhlasu vykonavatele majetkových práv k dílu, kterého je možno kontaktovat na adrese – Nakladatelství Masarykovy univerzity, Žerotínovo náměstí 9, 601 77 Brno. Tento text vznikl za ﬁnanˇcn´ı podpory Fondu rozvoje vysok´ych ˇskol ˇ pˇri Ministerstvu ˇskolstv´ı, ml´adeˇze a tˇelov´ychovy Cesk´e republiky: projekt ˇ FRVS 911/2013. iii","Obsah Pˇredmluva 1 1 Obraz a operace s obrazem 3 1.1 Barva obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 1.2 Vlastnosti obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5 1.3 Hodnocen´ı kvality obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6 1.3.1 Zkreslen´ı, ˇsum a obrazov´e artefakty . . . . . . . . . . 11 1.4 Detekce obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11 1.5 Digitalizace a komprese obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . 13 1.6 Transformace a zpracov´an´ı obrazu . . . . . . . . . . . . . . . 14 1.6.1 Line´arn´ı a neline´arn´ı funkce . . . . . . . . . . . . . . 15 1.6.2 Konvoluce . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16 1.6.3 Bodov´e operace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17 1.6.4 Lok´aln´ı operace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17 1.6.5 Glob´aln´ı operace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18 2 Ultrazvukov´a diagnostika 19 2.1 Ultrazvuk . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20 2.1.1 Rychlost ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku . . . . . . . . . . . . . . . 22 2.1.2 Akustick´a impedance . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24 ´ 2.1.3 Utlum ultrazvukov´ych vln . . . . . . . . . . . . . . . 24 2.1.4 Odraz a lom ultrazvukov´ych vln . . . . . . . . . . . . 26 2.2 Zdroje a pˇrij´ımaˇce ultrazvuku . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 2.2.1 Piezoelektrick´e mˇeniˇce . . . . . . . . . . . . . . . . . 28 2.2.2 Magnetostrikˇcn´ı mˇeniˇce . . . . . . . . . . . . . . . . 30 2.3 Biologick´e ´uˇcinky ultrazvuku . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 iv","2.3.1 Tepeln´e jevy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31 2.3.2 Kavitaˇcn´ı jevy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31 2.3.3 Netepeln´e a nekavitaˇcn´ı jevy . . . . . . . . . . . . . . 33 2.4 Bezpeˇcnost ultrazvuku . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33 2.5 Doppler˚uv jev . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34 2.5.1 Aplikace Dopplerova jevu . . . . . . . . . . . . . . . 35 2.6 Diagnostick´y ultrazvuk . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38 2.7 A-m´od . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40 2.8 B-m´od . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40 2.8.1 Echogenita tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41 2.9 C-m´od . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42 2.10 Dopplerovsk´e zobrazen´ı (D-m´od) . . . . . . . . . . . . . . . 43 2.10.1 Impulzn´ı dopplerovsk´e syst´emy . . . . . . . . . . . . 43 2.10.2 Kontinu´aln´ı dopplerovsk´e syst´emy . . . . . . . . . . . 44 2.10.3 Barevn´e dopplerovsk´e syst´emy . . . . . . . . . . . . . 45 2.10.4 Energetick´e dopplerovsk´e syst´emy . . . . . . . . . . . 46 2.10.5 Tk´aˇnov´y doppler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47 2.11 M-m´od . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47 2.12 Hybridn´ı syst´emy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47 2.13 Harmonick´e zobrazen´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48 2.14 Compound imaging . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48 2.15 Vyˇsetˇrovac´ı sondy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49 2.15.1 Fokusace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50 2.15.2 Rozliˇsovac´ı schopnost . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52 2.15.3 Line´arn´ı sondy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 2.15.4 Sektorov´e sondy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 2.15.5 Konvexn´ı sondy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54 2.15.6 Speci´aln´ı sondy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54 2.16 Konstrukce ultrazvukov´ych pˇr´ıstroj˚u . . . . . . . . . . . . . 54 3 Magnetick´a rezonance 62 3.1 Vlastn´ı moment hybnosti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63 3.2 Magnetick´y moment . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65 3.3 Vektor magnetizace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66 3.4 Chov´an´ı l´atky v magnetick´em poli . . . . . . . . . . . . . . . 66 v","3.4.1 Orientace magnetick´ych moment˚u . . . . . . . . . . . 67 3.4.2 Precesn´ı pohyb . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69 3.5 Energie ˇc´astic . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70 3.6 Chemick´y posuv . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 74 3.7 Excitace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 74 3.8 Deexcitace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 77 3.8.1 Spin-mˇr´ıˇzkov´a interakce . . . . . . . . . . . . . . . . 77 3.8.2 Spin-spinov´a interakce . . . . . . . . . . . . . . . . . 78 3.8.3 Celkov´a relaxace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 80 3.8.4 Relaxaˇcn´ı ˇcasy biologick´ych tk´an´ı . . . . . . . . . . . 81 3.8.5 Kontrastn´ı l´atky . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82 3.9 Detekce sign´alu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83 3.10 Poziˇcn´ı k´odov´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 85 3.10.1 Gradient G (v´ybˇer tomoroviny) . . . . . . . . . . . . 86 z 3.10.2 Gradient G (f´azov´e k´odov´an´ı) . . . . . . . . . . . . . 87 y 3.10.3 Gradient G (frekvenˇcn´ı k´odov´an´ı) . . . . . . . . . . 87 x 3.10.4 Souˇcasn´a aplikace gradient˚u G , G a G . . . . . . . 88 y x z 3.11 Rekonstrukce obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 3.11.1 Fourierova rekonstrukˇcn´ı metoda . . . . . . . . . . . 89 3.12 V´ahov´an´ı obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90 3.13 MR angiograﬁe (MRA) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91 3.13.1 MRA s vyuˇzit´ım kontrastn´ıch l´atek . . . . . . . . . . 92 3.13.2 MRA bez kontrastn´ıch l´atek . . . . . . . . . . . . . . 92 3.14 Funkˇcn´ı MRI (fMRI) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94 3.15 Difuzn´ı MRI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 3.16 Konstrukce MRI pˇr´ıstroje . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 3.16.1 Hlavn´ı magnet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 3.16.2 Gradientn´ı syst´em . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99 3.16.3 Radiofrekvenˇcn´ı syst´em . . . . . . . . . . . . . . . . . 100 3.16.4 Radiofrekvenˇcn´ı a magnetick´e st´ınˇen´ı . . . . . . . . . 100 3.17 MRI vyˇsetˇren´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101 3.17.1 Nebiologick´e materi´aly . . . . . . . . . . . . . . . . . 102 3.17.2 Rizika . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 3.17.3 Kontraindikace a omezen´ı . . . . . . . . . . . . . . . 104 vi","4 Elastograﬁe 110 4.1 Mechanick´e vlastnosti l´atek . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111 4.2 Vztah mezi napˇet´ım a deformac´ı . . . . . . . . . . . . . . . . 112 4.3 Ultrazvukov´a elastograﬁe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117 4.3.1 Statick´a ultrazvukov´a elastograﬁe . . . . . . . . . . . 117 4.3.2 Dynamick´a ultrazvukov´a elastograﬁe . . . . . . . . . 120 4.3.3 Intravaskul´arn´ı ultrazvukov´a elastograﬁe . . . . . . . 125 4.4 Magnetick´a rezonanˇcn´ı elastograﬁe . . . . . . . . . . . . . . 126 5 Elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe 128 5.1 Aplikace EIT v praxi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129 5.2 Elektrick´e vlastnosti tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 131 5.3 Bioimpedance tk´anˇe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134 5.4 Princip metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138 5.5 V´ypoˇcet elektrick´ych vlastnost´ı tk´anˇe . . . . . . . . . . . . . 143 5.6 V´yhody a limitace EIT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 144 6 Endoskopie 146 6.1 Historie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 146 6.2 Konstrukce endoskop˚u . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 147 6.2.1 Zdroj svˇetla . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 147 6.2.2 Optick´a vl´akna . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148 6.2.3 Detektory obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 150 6.3 Endoskopick´a zrc´atka . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 152 6.4 Tubusov´e (rigidn´ı) endoskopy . . . . . . . . . . . . . . . . . 154 6.5 Flexibiln´ı endoskopy (ﬁbroskopy) . . . . . . . . . . . . . . . 155 6.6 Ultrazvukov´e endoskopy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156 6.7 Kapslov´a endoskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157 6.8 Pˇrehled endoskopick´ych metod . . . . . . . . . . . . . . . . . 157 6.9 Dermatoskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 7 Lasery 162 7.1 Svˇetlo a elektromagnetick´e z´aˇren´ı . . . . . . . . . . . . . . . 163 7.1.1 Elektromagnetick´e spektrum . . . . . . . . . . . . . . 164 7.2 Princip laseru . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 167 vii","7.2.1 Konstrukce laseru . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 171 7.2.2 Laserov´a dioda . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 172 7.3 Optick´a koherentn´ı tomograﬁe . . . . . . . . . . . . . . . . . 172 7.4 Aplikace laser˚u v medic´ınˇe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177 8 Bezkontaktn´ı termograﬁck´e syst´emy 179 8.1 Pˇrenos tepla . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 180 8.2 Fyzik´aln´ı z´akony vyzaˇrov´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181 8.2.1 Planck˚uv vyzaˇrovac´ı z´akon . . . . . . . . . . . . . . . 181 8.2.2 Wien˚uv posunovac´ı z´akon . . . . . . . . . . . . . . . 182 8.2.3 Stefan˚uv-Boltzmann˚uv z´akon . . . . . . . . . . . . . 183 8.2.4 Kirchhoﬀovy z´akony . . . . . . . . . . . . . . . . . . 184 8.3 Spektrum z´aˇren´ı re´aln´ych zdroj˚u . . . . . . . . . . . . . . . 185 8.4 Proces zobrazen´ı termovizn´ım syst´emem . . . . . . . . . . . 186 8.4.1 Optick´y syst´em . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 189 8.4.2 Detektory obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 189 8.5 Aplikace termovizn´ıch syst´em˚u v medic´ınˇe . . . . . . . . . . 191 8.5.1 Faktory ovlivˇnuj´ıc´ı v´ysledky vyˇsetˇren´ı . . . . . . . . . 192 8.6 Dalˇs´ı aplikace termovizn´ıch syst´em˚u . . . . . . . . . . . . . . 194 Seznam obr´azk˚u 196 Seznam tabulek 200 Literatura 201 viii","Pˇredmluva Zobrazovac´ı metody vyuˇz´ıvaj´ıc´ı neionizuj´ıc´ı z´aˇren´ı jsou v dneˇsn´ı dobˇe z´akladem spr´avn´e, pˇresn´e a vˇcasn´e diagn´ozy velk´eho mnoˇzstv´ı onemocnˇen´ı a zdravotn´ıch komplikac´ı, a pro souˇcasnou medic´ınu jsou naprosto nezbytn´e. Do l´ekaˇrsk´e praxe se zav´ad´ı tak´e mnoho nov´ych modern´ıch zobrazovac´ıch metod, kter´e maj´ı znaˇcn´y potenci´al do budoucna. Metody vyuˇz´ıvaj´ıc´ı neio- nizuj´ıc´ı z´aˇren´ı (s v´yjimkou magnetick´e rezonance) jsou nav´ıc oproti jin´ym zobrazovac´ım metod´am (napˇr. rentgenov´e zobrazen´ı, v´ypoˇcetn´ı tomograﬁe) tradiˇcnˇe nepr´avem ponˇekud v ´ustran´ı. Tento text se zamˇeˇruje pˇredevˇs´ım na metody vyuˇz´ıvaj´ıc´ı ultrazvuk (ul- trasonograﬁe, vˇcetnˇe dopplerovsk´eho zobrazov´an´ı), laser, elektromagnetick´e z´aˇren´ı v infraˇcerven´e oblasti spektra (termograﬁe), elektromagnetick´e z´aˇren´ı ve viditeln´e oblasti spektra (napˇr. endoskopie, dermatoskopie), elektromag- netick´e z´aˇren´ı v oblasti spektra r´adiov´ych vln (magnetick´a rezonanˇcn´ı tomo- graﬁe), elektrick´e vlastnosti tk´an´ı (elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe) a elas- tick´e vlastnosti tk´an´ı (elastograﬁe). C´ılem textu je nejen sezn´amit ˇcten´aˇre s t´ematem zobrazovac´ıch metod, ale tak´e zv´yˇsit vzdˇel´an´ı a kvaliﬁkaci budouc´ıch l´ekaˇr˚u a zdravotnick´ych pra- covn´ık˚u v oblasti diagnostick´ych zobrazovac´ıch metod vyuˇz´ıvaj´ıc´ıch neio- nizuj´ıc´ı z´aˇren´ı a pˇr´ıstrojov´e techniky pouˇz´ıvan´e v souˇcasn´e medic´ınˇe. Text je zamˇeˇren na d˚ukladn´e pochopen´ı princip˚u a funkce zobrazovac´ıch metod, na posouzen´ı v´yhod a rizikovosti jednotliv´ych metod pro pacienta i obslu- huj´ıc´ı person´al a na konkr´etn´ı aplikace tˇechto metod v medic´ınsk´e praxi. ˇ C´ast t´ematu je vˇenov´ana tak´e princip˚um vzniku obrazu, hodnocen´ı a po- souzen´ı kvality obrazu a obrazov´ym artefakt˚um. ˇ Cten´aˇri sezn´amen´ı s t´ematem budou schopni hloubˇeji neˇz doposud vysvˇetlit principy jednotliv´ych zobrazovac´ıch metod vyuˇz´ıvaj´ıc´ıch neionizu- j´ıc´ı z´aˇren´ı a zp˚usob vzniku obrazu, uvˇedom´ı si limitace, omezen´ı a technick´a 1","2 ˇreˇsen´ı jednotliv´ych metod a dok´aˇz´ı spr´avnˇe vyhodnotit a interpretovat v´ysledn´y obraz zat´ıˇzen´y nepˇresnostmi a obrazov´ymi artefakty. D´ıky z´ıska- n´ym znalostem budou moci studenti v praxi zvolit nejide´alnˇejˇs´ı a nejefek- tivnˇejˇs´ı metodu pro konkr´etn´ı aplikaci. Pouˇcen´ı ˇcten´aˇri budou moci tak´e efektivnˇeji komunikovat s technick´ym odborn´ıkem (biomedic´ınsk´y technik, biomedic´ınsk´y inˇzen´yr, servisn´ı technik, apod.) nebo obchodn´ım partnerem. Martin Sedl´aˇr a kolektiv","Kapitola 1 Obraz a operace s obrazem Obraz m˚uˇzeme deﬁnovat jako zrakov´y vjem, kter´y vznik´a po dopadu svˇetla na s´ıtnici oka. Z pohledu geometrie lze obraz popsat jako pr˚umˇet pozorovan´e sc´eny do roviny s´ıtnice oka. Matematicky lze obraz ch´apat jako v´ıcerozmˇern´y sign´al (tzv. obrazov´a funkce), kter´y lze ps´at jako funkci nˇekolika promˇen- n´ych (pozice, ˇcas). Kaˇzd´emu souboru promˇenn´ych je potom pˇriˇrazena urˇcit´a hodnota nˇejak´eho parametru (jas, barva, aj.): f(x, y, z, t) = H. Hodnoty obrazov´e funkce nemusej´ı b´yt pouze skal´ary, ale mohou b´yt form´alnˇe tak´e vektorov´ymi veliˇcinami (napˇr. barevn´e sloˇzky RGB modelu): f(x, y, z, t) = [H , H , H ]. Na digit´aln´ı obraz lze nahl´ıˇzet jako na soubor diskr´etn´ıch ob- G B R razov´ych bod˚u (tzv. pixely), kter´y je popisov´an matic´ı hodnot (viz obr. 1.1). Podle poˇctu promˇenn´ych rozliˇsujeme: • Statick´y dvourozmˇern´y obraz: f(x, y) • Dynamick´y dvourozmˇern´y obraz: f(x, y, t) • Statick´y trojrozmˇern´y obraz: f(x, y, z) • Dynamick´y trojrozmˇern´y obraz: f(x, y, z, t) 1.1 Barva obrazu Barva je vjem, kter´y je vytv´aˇren viditeln´ym svˇetlem dopadaj´ıc´ım na s´ıtnici lidsk´eho oka. V´ysledn´y barevn´y vjem ovlivˇnuje pˇredevˇs´ım spektr´aln´ı sloˇzen´ı (vlnov´a d´elka) svˇetla. Barevn´e vidˇen´ı oka zprostˇredkov´avaj´ı svˇetlocitliv´e buˇnky s´ıtnice – ˇc´ıpky. Rozliˇsujeme tˇri typy ˇc´ıpk˚u, kter´e jsou citliv´e na svˇetlo 3","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 4 Obr´azek 1.1: Digit´aln´ı obraz jako matice hodnot: [x, y] = [H R , H G , H B ]. Pˇrevzato z http://en.wikipedia.org/wiki. File:Rgb-raster-image.svg. ˇcerven´e (s maximem citlivosti cca 630 nm), zelen´e (cca 530 nm) a modr´e (cca 450 nm) barvy. Na teorii trojbarevn´eho vidˇen´ı oka jsou zaloˇzeny r˚uzn´e barevn´e modely obrazu. Kaˇzd´y barevn´y model je tvoˇren tˇremi z´akladn´ımi hodnotami nebo barvami, jejichˇz kombinac´ı lze z´ıskat jakoukoliv jinou 2 3 1 barvu. Nejˇcastˇejˇs´ımi barevn´ymi modely jsou CIE , RGB a CMY(K) nebo 4 5 dva modely HSV a HSL , kter´e vych´azej´ı ze skuteˇcnosti, ˇze lidsk´e oko vn´ım´a mnohem l´epe barvy pˇri stˇredn´ı svˇetlosti neˇz barvy pˇri vysok´ych nebo n´ızk´ych svˇetlostech. S barvou je spojov´an tak´e pojem sytost (saturace), kter´y popisuje inten- ” ˇ zitu“ barvy. Cist´a barva (sytost 100 %) je barva bez pˇr´ımˇes´ı dalˇs´ıch barev (nejˇcastˇeji ˇcern´e a b´ıl´e). Sytost 0 % naopak popisuje pouze kombinaci ˇcern´e a b´ıl´e barvy. Syt´e barvy jsou potom lidsk´ym okem vn´ım´any jako ˇzivˇejˇs´ı, m´enˇe syt´e barvy vn´ım´a oko jako tlumen´e a zaˇsedl´e. ` 1 Commission internationale de l’Eclairage (Mezin´arodn´ı organizaci pro osvˇetlov´an´ı) 2 ˇ Red-Green-Blue (Cerven´a-Zelen´a-Modr´a) ˇ 3 Cyan-Magenta-Yellow (Azurov´a-Purpurov´a-Zlut´a) + doplˇnkov´a ˇcern´a barva (blacK) 4 Hue-Saturation-Value (Barva-Sytost-Hodnota jasu) 5 Hue-Saturation-Lightness (Barva-Sytost-Svˇetlost)","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 5 1.2 Vlastnosti obrazu Z´akladn´ı informaci o obraze m˚uˇzeme z´ıskat statistickou anal´yzou hodnot jednotliv´ych pixel˚u obrazu bez nutnosti znalosti vz´ajemn´e polohy obra- zov´ych bod˚u (tzv. glob´aln´ı charakteristiky). Pro pˇresnˇejˇs´ı charakteristiku obrazu je ovˇsem znalost vz´ajemn´e pozice jednotliv´ych obrazov´ych bod˚u ne- zbytn´a (tzv. lok´aln´ı charakteristiky). Glob´aln´ı charakteristiky obvykle popi- suj´ı obraz jako celek, zat´ımco lok´aln´ı charakteristiky jsou v´azan´e zpravidla jen na urˇcit´e oblasti oblasti obrazu (napˇr. v´yznamn´e objekty). • Hloubka obrazu: Je poˇcet bit˚u, kter´e jsou vyhrazeny pro jeden pixel obrazu. Ud´av´a poˇcet hodnot (napˇr. jas˚u, barev), kter´ych m˚uˇze jeden obrazov´y bod nab´yvat (napˇr. 8 bit˚u = 256 hodnot; 24 bit˚u = 16,7 mil. hodnot; atd.). U barevn´ych obraz˚u lze ud´avat poˇcet bit˚u pro kaˇzdou barevnou sloˇzku. • Dynamick´y rozsah: Vych´az´ı obvykle z hodnot nejtmavˇs´ıho (H min ) a nejsvˇetlejˇs´ıho (H max ) pixelu v obraze a popisuje mnoˇzstv´ı hodnot (jas˚u nebo barev) v obraze: DR = H min : H max . Dynamick´y roz- sah charakterizuje skuteˇcn´e zobrazen´ı jasov´ych pomˇer˚u v obraze. Cel- kov´y poˇcet hodnot obsaˇzen´ych v obraze nemus´ı vˇzdy odpov´ıdat ma- xim´aln´ımu poˇctu hodnot stanoven´ych hloubkou obrazu. Dynamick´y 6 rozsah lze vyj´adˇrit tak´e v decibelech (dB) v logaritmick´em mˇeˇr´ıtku : H max DR = 20 log (1.1) H min • Jas: Vyjadˇruje stˇredn´ı hodnotu velikosti vˇsech pixel˚u obrazu. Kvan- titativnˇe lze jas vyj´adˇrit napˇr. jako aritmetick´y pr˚umˇer nebo medi´an hodnot vˇsech obrazov´ych bod˚u. U barevn´ych obraz˚u se jas stanovuje s ohledem na rozd´ılnou citlivost oka pro jednotliv´e barvy jako v´aˇzen´y souˇcet hodnot barevn´ych sloˇzek. Pro RGB model lze jas jednotliv´ych pixel˚u vypoˇc´ıtat napˇr. pomoc´ı vzorce: I = 0, 299R + 0, 587G + 0, 114B (1.2) 6 Konstanta 20 v rovnici 1.1 vypl´yv´a z teorie Weber-Fechnerova z´akona a deﬁnice decibelu.","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 6 • Kontrast: Urˇcuje m´ıru odliˇsnosti hodnot (I) dvou pixel˚u v obraze (in- dexy 1 a 2). Kontrast m˚uˇzeme kvantiﬁkovat napˇr. jako smˇerodatnou odchylku jas˚u vˇsech pixel˚u obrazu nebo pomoc´ı vzorce: I − I K = 1 2 (1.3) I + I 2 1 • Histogram: Je graf ˇcetnosti jednotliv´ych stupˇn˚u jasu vyskytuj´ıc´ıch se v obraze. Informuje o pomˇerech jasu a kontrastu v obraze a slouˇz´ı pˇredevˇs´ım k vizu´aln´ımu hodnocen´ı kvality obrazu. Pˇr´ıliˇs ´uzk´y nebo naopak pˇr´ıliˇs ˇsirok´y histogram vyjadˇruje m´alo, resp. velmi kontrastn´ı obraz. Histogram posunut´y smˇerem doleva znaˇc´ı tmav´y (podexpono- van´y) obraz a histogram posunut´y smˇerem doprava vypov´ıd´a o pˇr´ıliˇs svˇetl´em (pˇreexponovan´em) obraze. V´yrazn´e p´ıky v histogramu mo- hou znamenat, ˇze se v obraze vyskytuje nˇekolik ploch o r˚uzn´em jasu. U barevn´ych obraz˚u lze histogram sestavit pro kaˇzdou barevnou sloˇzku zvl´aˇst ’ (viz obr´azek 1.2). • Textura: Je pˇr´ıkladem lok´aln´ı charakteristiky obrazu. Textura je vlast- nost plochy, kter´a ud´av´a strukturu jej´ı v´yplnˇe. Lze ji ch´apat jako oblast obrazu, v n´ıˇz maj´ı zmˇeny intenzity (barvy) charakteristick´e vlastnosti vn´ıman´e pozorovatelem jako uniformn´ı. Textura je obvykle sloˇzena z jednoho nebo v´ıce z´akladn´ıch strukturn´ıch prvk˚u (tzv. primitiv, texon˚u), kter´e se opakuj´ı a jsou v´ıce, ˇci m´enˇe pravidelnˇe uspoˇr´adan´e. 1.3 Hodnocen´ı kvality obrazu Kvalita obrazu vyjadˇruje rozd´ıl mezi skuteˇcn´ym stavem obrazu a jeho oˇcek´avan´ym stavem. Rozd´ıl lze posuzovat subjektivnˇe nebo objektivnˇe. Pˇri subjektivn´ım hodnocen´ı stanovuje kvalitu obrazu pozorovatel pouze na z´akladˇe vlastn´ıho pocitu, zkuˇsenost´ı nebo srovn´an´ı s referenˇcn´ım ob- razem (napˇr. zkuˇsebn´ı obrazec). V´ysledek kvality je obvykle urˇcen na hod- not´ıc´ı stupnici (napˇr. 1 = ˇspatn´a kvalita aˇz 5 = vynikaj´ıc´ı kvalita, apod.). Pro objektivn´ı hodnocen´ı kvality obrazu se zav´ad´ı ˇrada veliˇcin, kter´ymi lze kvalitu obrazu popsat kvantitativnˇe. Jednotliv´e veliˇciny se obvykle mˇeˇr´ı","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 7 Obr´azek 1.2: Barevn´y (RGB) histogram obrazu Noˇcn´ı hl´ıdka“ od nizozemsk´eho mal´ıˇre ” Rembrandta van Rijna. na vhodn´ych modelech sc´eny (tzv. fantomech) a pot´e se srovn´avaj´ı s hod- notami skuteˇcn´eho obrazu. Zat´ımco u subjektivn´ıho hodnocen´ı je moˇznost reprodukce v´ysledk˚u kvality obrazu znaˇcnˇe omezena (kaˇzd´y pozorovatel m˚uˇze kvalitu obrazu vyhodnotit jinak), u objektivn´ıho hodnocen´ı kvality obrazu prostˇrednictv´ım deﬁnovan´ych veliˇcin je reprodukovatelnost mˇeˇren´ı zajiˇstˇena. Pˇri posouzen´ı kvality obrazu lze hodnotit mnoho r˚uzn´ych para- metr˚u. Obecnˇe plat´ı, ˇze zlepˇsen´ı kvality obrazu z hlediska jednoho parame- tru m´a obvykle za n´asledek zhorˇsen´ı kvality ve zb´yvaj´ıc´ıch parametrech. • Prostorov´e rozliˇsen´ı: Ud´av´a schopnost zobrazovac´ıho syst´emu rozliˇsit nejmenˇs´ı detail sc´eny nebo odliˇsit od sebe dva body (viz obr´azek 1.3a). Prostorov´e rozliˇsen´ı se hodnot´ı jako sign´alov´a odezva syst´emu f x (tzv. PSF – Point Spread Function nebo LSF – Line Spread Function) na sc´enu tvoˇrenou bodov´ym, resp. ˇc´arov´ym modelem. V praxi sign´alov´a odezva syst´emu popisuje, jestli se bod sc´eny zobraz´ı jako bod a ˇc´ara jako ˇc´ara nebo budou zobrazeny napˇr. jako rozmazan´y ﬂ´ıˇcek. Hodno- cen´ym parametrem je obvykle koeﬁcient prostorov´eho rozliˇsen´ı FWHM (Full Width at Half Maximum), tedy ˇs´ıˇrka PSF nebo LSF funkce f x","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 8 (a) (b) Obr´azek 1.3: (a) Prostorov´e rozliˇsen´ı ud´av´a schopnost syst´emu odliˇsit od sebe dva body. (b) Uk´azka sign´alov´e odezvy f x zobrazovac´ıho syst´emu na sc´enu tvoˇrenou bodov´ym mo- ˇ delem (tzv. PSF funkce). S´ıˇrka PSF funkce v polovinˇe v´yˇsky FWHM (Full Width at Half Maximum) je deﬁnov´ana jako koeﬁcient prostorov´eho rozliˇsen´ı. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:FWHM.svg. v polovinˇe jej´ı v´yˇsky (viz obr´azek 1.3b). Prostorov´e rozliˇsen´ı syst´emu je d´ano geometrick´ym pr˚umˇetem detektoru do roviny zobrazovan´e sc´eny (tzv. apertura detektoru), tj. z´avis´ı na velikosti a ploˇsn´e hustotˇe de- tekˇcn´ıch element˚u detektoru. U tomograﬁck´ych syst´em˚u a mikroskop˚u lze hodnotit tak´e tzv. tomograﬁck´e prostorov´e rozliˇsen´ı, kter´e ud´av´a nejmenˇs´ı tlouˇst ’ku zobrazovan´e tomovrstvy (koeﬁcient tomograﬁck´eho rozliˇsen´ı). ˇ • Casov´e rozliˇsen´ı: Je popisov´ano obrazovou frekvenc´ı, tj. poˇctem ob- raz˚u nasn´ıman´ych za jednotku ˇcasu. Doba, po kterou je sn´ım´an jeden obraz sc´eny, se oznaˇcuje jako apertura ˇcasov´eho vzorkov´an´ı. Obrazov´a frekvence ud´av´a, jak rychl´e zmˇeny ve sc´enˇe je zobrazovac´ı syst´em scho- pen zaznamenat. S ˇcasov´ym rozliˇsen´ım je obvykle spojena pohybov´a neostrost obrazu. Plat´ı, ˇze ˇc´ım menˇs´ı je obrazov´a frekvence, t´ım vˇetˇs´ı je pohybov´a neostrost. • Energetick´e rozliˇsen´ı: Urˇcuje limitn´ı rozliˇsitelnost pˇrevodu zobrazo- van´eho parametru na parametr v´ysledn´y. Energetick´e rozliˇsen´ı lze po- psat jako minim´aln´ı detekovateln´y (prahov´y) sign´al nebo jako mi- nim´aln´ı identiﬁkovatelnou zmˇenu sign´alu. Prahov´y sign´al b´yv´a silnˇe omezen´y ˇsumem, proto je urˇcuj´ıc´ım parametrem energetick´eho rozliˇsen´ı veliˇcina pomˇer sign´al-ˇsum, SNR (Signal to Noise Ratio).","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 9 • Linearita pˇrevodu zobrazovan´eho parametru: Pˇrevod zobrazovan´eho parametru na v´ysledn´y parametr obrazu je deﬁnov´an tvarem trans- formaˇcn´ı funkce. Tvar t´eto funkce urˇcuje, jak´ym zp˚usobem se trans- formuj´ı jednotliv´e velikosti zobrazovan´eho parametru, a tedy jak bude vypadat v´ysledn´y obraz sc´eny. Napˇr. u 8bitov´ych ˇsedot´onov´ych obraz˚u (256 ´urovn´ı ˇsed´e) se obvykle minim´aln´ım hodnot´am zobrazovan´eho parametru pˇriˇrazuje ˇcern´a barva (0) a maxim´aln´ım hodnot´am barva b´ıl´a (255). Nejˇcastˇeji pouˇz´ıvanou transformaˇcn´ı funkc´ı je diagon´aln´ı pˇr´ımka, kter´a kaˇzd´e hodnotˇe zobrazovan´eho parametru pˇriˇrazuje od- stupˇnovanˇe jinou hodnotu v´ysledn´eho parametru obrazu (napˇr. jasu) – viz obr´azek 1.4. Sklon pˇr´ımky je vyj´adˇren koeﬁcientem gama (tzv. gra- daˇcn´ı konstanta) a popisuje citlivost pˇrevodu parametru. Pˇrevod zob- razovan´eho parametru, popsan´y neline´arn´ı transformaˇcn´ı funkc´ı, se ve v´ysledn´em obraze projevuje gradaˇcn´ım zkreslen´ım s neoˇcek´avan´ymi pomˇery jasu (viz obr´azek 1.5). Obr´azek 1.4: Transformaˇcn´ı funkce popisuje pˇrevod zobrazovan´eho parametru na v´ysledn´y parametr obrazu. Tvar funkce urˇcuje, jak´ym zp˚usobem se transformuj´ı jednotliv´e veli- kosti zobrazovan´eho parametru, a tedy jak bude vypadat v´ysledn´y obraz sc´eny. Napˇr. u 8bitov´ych ˇsedot´onov´ych obraz˚u (256 ´urovn´ı ˇsed´e) se obvykle minim´aln´ım hodnot´am zobrazovan´eho parametru pˇriˇrazuje ˇcern´a barva (0) a maxim´aln´ım hodnot´am barva b´ıl´a (255). Nejˇcastˇeji pouˇz´ıvanou transformaˇcn´ı funkc´ı je diagon´aln´ı pˇr´ımka (modr´a), kter´a kaˇzd´e hodnotˇe zobrazovan´eho parametru f pˇriˇrazuje odstupˇnovanˇe jinou hodnotu v´ysledn´eho parametru obrazu g (jasu). Dalˇs´ımi typick´ymi transformacemi jsou negativ (ˇzlut´a), dvou´urovˇnov´e prahov´an´ı (ˇcerven´a) nebo obecn´a neline´arn´ı funkce (zelen´a).","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 10 Obr´azek 1.5: Vzhled v´ysledn´eho obrazu je z´avisl´y na tvaru transformaˇcn´ı funkce, kter´a popisuje zp˚usob pˇrevodu zobrazovan´eho parametru na v´ysledn´y parametr obrazu: (1) Diagon´aln´ı pˇr´ımka, (2) negativ, (3) dvou´urovˇnov´e prahov´an´ı a (4) obecn´a neline´arn´ı funkce. Nelinearita pˇrevodu se ve v´ysledn´em obraze projevuje gradaˇcn´ım zkreslen´ım s neoˇcek´avan´ymi pomˇery jasu.","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 11 • Linearita pˇrevodu poziˇcn´ı souˇradnice: Pˇrevod prostorov´ych souˇradnic je popisov´an tvarem dvou transformaˇcn´ıch funkc´ı pro osy x a y. Li- nearita, resp. nelinearita pˇrevodu se popisuje konstantami, kter´e vy- jadˇruj´ı strmost line´arn´ıch ˇc´ast´ı transformaˇcn´ıch funkc´ı. V pˇr´ıpadˇe line´arn´ıho pˇrevodu pozice je konstantami urˇceno zvˇetˇsen´ı/zmenˇsen´ı ob- razu v os´ach x a y. Nelinearita pˇrevodu poziˇcn´ı souˇradnice se v obraze projevuje geometrickou deformac´ı obrazu. • Homogenita procesu zobrazen´ı: Popisuje odchylky od konstantn´ı citli- vosti pˇrevodu sn´ıman´eho parametru v z´avislosti na prostorov´e souˇrad- nici. Je-li proces zobrazen´ı homogenn´ı, je citlivost pˇrevodu sn´ıman´eho parametru konstantn´ı v cel´em obraze. Homogenita je zajiˇstˇena pouze tehdy, vykazuj´ı-li vˇsechny detekˇcn´ı elementy sn´ımaˇce stejnou sign´alovou odezvu na konstantn´ı velikost zobrazovan´eho parametru sc´eny. Nen´ı-li citlivost pˇrevodu konstantn´ı v cel´em obraze, pak je proces zobrazen´ı oznaˇcov´an jako nehomogenn´ı. Nehomogenita je d´ana zpravidla nedo- konalost´ı detektoru, kdy jednotliv´e detekˇcn´ı elementy mohou vytv´aˇret rozd´ıln´e sign´aly pro nemˇenn´y zobrazovan´y parametr sc´eny. 1.3.1 Zkreslen´ı, ˇsum a obrazov´e artefakty Jsou ruˇsiv´e sign´aly, kter´e v obraze zp˚usobuj´ı ztr´atu informace a zne- snadˇnuj´ı jeho anal´yzu, hodnocen´ı a interpretaci. Identiﬁkace a odstranˇen´ı ruˇsiv´ych obrazov´ych artefakt˚u je tedy velice d˚uleˇzit´a z hlediska informaˇcn´ıho pˇr´ınosu obrazu. K eliminaci chyb se pouˇz´ıv´a mnoho pˇr´ıstup˚u, zaloˇzen´ych ob- vykle na lok´aln´ıch ´uprav´ach obrazu (ﬁltraci). Nejˇcastˇejˇs´ımi pˇr´ıˇcinami zkres- len´ı jsou nedokonalosti zobrazovac´ı soustavy, vz´ajemn´y pohyb detektoru a sn´ıman´e sc´eny, ˇspatn´e zaostˇren´ı, vady optick´e soustavy, nelinearita a ne- homogenita syst´emu, nevhodn´a vzorkovac´ı frekvence (aliasing), ˇsum, aj. 1.4 Detekce obrazu Detekc´ı obrazu rozum´ıme z´aznam ploˇsn´eho nebo prostorov´eho rozloˇzen´ı urˇcit´ych fyzik´aln´ıch parametr˚u zobrazovan´e sc´eny a pˇrevod t´eto obra- zov´e funkce na jinou formu sign´alu (napˇr. na elektrick´y sign´al), kter´a m´a","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 12 Tabulka 1.1: Zobrazovan´e fyzik´aln´ı parametry sc´eny Metoda Fyzik´aln´ı parametr Obrazov´y detektor RTG a CT zobrazen´ı ´ utlum RTG z´aˇren´ı ﬂat panel fotograﬁck´y ﬁlm scintilaˇcn´ı detektory Ultrazvukov´e zobrazen´ı odrazivost, ´utlum piezoelektrick´e krystaly Magnetick´a rezonance kvantov´e chov´an´ı c´ıvky atomov´ych jader Nukle´arn´ı medic´ına aktivita radionuklid˚u scintilaˇcn´ı detektory (PET, SPECT, gamagraﬁe) ﬂat panel Termograﬁe povrchov´a teplota polovodiˇcov´e detektory (infraˇcerven´e z´aˇren´ı) tekut´e krystaly Elastograﬁe Young˚uv modul pruˇznosti piezoelektrick´e krystaly c´ıvky Elektrodiagnostick´e elektrick´e vlastnosti pole elektrod mapov´an´ı Magnetodiagnostick´e magnetick´e vlastnosti pole c´ıvek mapov´an´ı Mikroskopie, endoskopie ´ utlum, odraz nebo rozptyl polovodiˇcov´e detektory elektromagnetick´eho z´aˇren´ı (UV, IR, VIS, mikrovlny) Elektrick´a impedanˇcn´ı elektrick´a vodivost pole elektrod tomograﬁe (EIT) permitivita","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 13 v´yhodnˇejˇs´ı vlastnosti pro dalˇs´ı zpracov´an´ı, zobrazen´ı a uchov´an´ı. Z´aznam a transformaci obrazov´eho sign´alu zajiˇst ’uj´ı detektory obrazu (sn´ımaˇce). Ob- vykle se jedn´a o dvourozmˇern´e pole velk´eho poˇctu vhodn´ych detekˇcn´ıch element˚u (mˇeniˇc˚u), kter´e kromˇe hodnot zobrazovan´ych parametr˚u sc´eny poskytuj´ı tak´e prostorovou informaci o pˇresn´em m´ıstˇe vzniku sign´alu. Kaˇzd´y detekˇcn´ı element sn´ımaˇce zaznamen´av´a jeden obrazov´y bod (pixel) v´ysledn´eho obrazu. U tomograﬁck´ych metod je v´ysledkem detekce tzv. voxel (z angl. Volumetric Pixel), objemov´y element obrazu. V medic´ınˇe existuje ˇrada bˇeˇznˇe zobrazovan´ych parametr˚u sc´eny, kter´e lze zaznamenat r˚uzn´ymi zp˚usoby – viz tabulka 1.1. 1.5 Digitalizace a komprese obrazu Digitalizac´ı obrazu rozum´ıme pˇrevod analogov´eho (spojit´eho) sign´alu do di- git´aln´ı (diskr´etn´ı) formy. V´yhody digitalizace spoˇc´ıvaj´ı ve velk´e odolnosti v˚uˇci ˇsumu, snadn´emu pˇrenosu a uchov´an´ı dat, prakticky neomezen´e repro- dukovatelnosti dat bez ztr´aty informace a moˇznosti zaznamenat ve stejn´em form´atu z´aroveˇn nˇekolik typ˚u dat (napˇr. text, zvuk a obraz). Digitali- zace se realizuje pˇrevodem pomoc´ı analogovˇe-digit´aln´ıho (AD) pˇrevodn´ıku nebo poˇr´ızen´ım obrazu digit´aln´ımi sn´ımaˇci. Digit´aln´ı obraz je tvoˇren matic´ı ˇc´ıseln´ych hodnot. Proces digitalizace se sest´av´a ze dvou krok˚u. Prvn´ım kro- kem je navzorkov´an´ı spojit´eho sign´alu, tj. rozdˇelen´ı sign´alu na mnoho ´usek˚u, pˇriˇcemˇz kaˇzd´y z nich je reprezentov´an jedinou hodnotou (viz obr´azek 1.6). Druh´ym krokem je k´odov´an´ı hodnot obvykle do bin´arn´ı soustavy (0, 1). Obr´azek 1.6: Vzorkov´an´ı sign´alu. Pˇrevzato z http://en.wikipedia.org/wiki. File:Zeroorderhold.signal.svg.","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 14 Vzorkov´an´ı je vˇzdy spojeno s jistou ztr´atou informace. Velk´a hustota vzorkov´an´ı zvyˇsuje objem dat a sniˇzuje ztr´atu informace; n´ızk´a hustota vzorkov´an´ı sniˇzuje objem dat, ale zvyˇsuje informaˇcn´ı ztr´atu. Aby ne- doch´azelo ke zkreslen´ı sign´alu, mus´ı nav´ıc vzorkov´an´ı splˇnovat tzv. Ny- 7 quist˚uv teor´em . Nyquist˚uv teor´em ˇr´ık´a, ˇze pˇresn´a rekonstrukce spojit´eho sign´alu z jeho diskr´etn´ıch vzork˚u je moˇzn´a jen tehdy, pokud byl sign´al vzorkov´an frekvenc´ı alespoˇn dvakr´at vyˇsˇs´ı, neˇz je maxim´aln´ı frekvence re- konstruovan´eho sign´alu: f vz > 2f max . Nedodrˇzen´ım Nyquistovy podm´ınky doch´az´ı ke ztr´atˇe informace, nevratn´ym zmˇen´am v sign´alu a vzniku tzv. ali- asing artefaktu (viz obr´azek 1.7). Komprese obrazu je proces, kdy nahrazujeme posloupnost za sebou n´asleduj´ıc´ıch shodn´ych ˇc´ısel ´udajem o jejich poˇctu. V´ysledkem komprese je redukce velikosti dat. Komprese m˚uˇze b´yt spojena se ztr´atou kvality dat (ztr´atov´a komprese) nebo lze pouˇz´ıt bezztr´atovou kompresi, kter´a kvalitu dat zachov´av´a. Obr´azek 1.7: Je-li skuteˇcn´y sign´al (ˇcerven´a) vzorkov´an nevhodnou frekvenc´ı vzorkov´an´ı, m˚uˇze doj´ıt ke ztr´at´am informace, nevratn´ym zmˇen´am v sign´alu a vzniku tzv. aliasing artefaktu (modr´a). Pˇrevzato z http://en.wikipedia.org/wiki. File:AliasingSines.svg. 1.6 Transformace a zpracov´an´ı obrazu Na obrazov´e detektory m˚uˇzeme nahl´ıˇzet jako na tajemnou ˇcernou skˇr´ıˇnku“ ” (angl. black box), kter´a urˇcit´ym zp˚usobem pˇremˇeˇnuje (transformuje) vstup- n´ı obraz sc´eny (obrazovou funkci) f(x, y) na v´ystupn´ı obraz g(x, y). V´ysledek 7 Nyquist˚uv teor´em b´yv´a nˇekdy oznaˇcov´an tak´e jako Shannon˚uv teor´em nebo Kotˇelnikov˚uv teor´em.","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 15 pˇremˇeny je urˇcen vlastnostmi ˇcern´e skˇr´ıˇnky“ a popisuje ji tzv. trans- ” formaˇcn´ı funkce h(x, y). Vhodn´ym tvarem transformaˇcn´ı funkce lze dos´a- hnout poˇzadovan´e ´upravy obrazu: napˇr. ´uprava jasu a kontrastu, zmˇena ba- revn´e ˇsk´aly, pseudobarven´ı, vyhlazen´ı (odstranˇen´ı ˇsumu), ostˇren´ı, detekce hran, morfologick´e operace, pˇrevod do frekvenˇcn´ı oblasti, rekonstrukce ob- razu z projekc´ı, apod.). Sch´ema transformace je na obr´azku 1.8. Obr´azek 1.8: Sch´ema transformace vstupn´ıho obrazu f(x, y) na v´ystupn´ı obraz g(x, y). V´ysledek pˇremˇeny je pops´an transformaˇcn´ı funkc´ı h(x, y). Vztah mezi tvarem vstupn´ı funkce obrazu f(x, y) a v´ystupn´ı obrazov´e 8 funkce g(x, y) lze matematicky vyj´adˇrit jako konvoluci vstupn´ıho obrazu a transformaˇcn´ı funkce h(x, y): g(x, y) = h(x, y) ∗ f(x, y) (1.4) V pˇr´ıpadˇe, ˇze zn´ame pˇretransformovan´y obraz g(x, y) a transformaˇcn´ı funkci h(x, y), potom je moˇzn´e nal´ezt p˚uvodn´ı obrazovou funkci f(x, y) pomoc´ı zpˇetn´e transformace: −1 f(x, y) = h (x, y) ∗ g(x, y) (1.5) 1.6.1 Line´arn´ı a neline´arn´ı funkce Transformaˇcn´ı funkce mohou b´yt line´arn´ı (plat´ı princip superpozice) i ne- line´arn´ı (neplat´ı princip superpozice). Mezi line´arn´ı transformaˇcn´ı funkce patˇr´ı napˇr. posunut´ı, zrcadlen´ı, otoˇcen´ı, zmˇena mˇeˇr´ıtka nebo zkosen´ı, d´ale pak funkce typu pr˚umˇer, Gaussova funkce nebo gradientn´ı funkce (1. a 2. 8 Konvoluce (symbol ∗) je matematick´a operace deﬁnovan´a rovnic´ı 1.6 (viz kapitola 1.6.2).","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 16 derivace). Pˇr´ıkladem neline´arn´ıch transformaˇcn´ıch funkc´ı jsou napˇr. funkce typu rozptyl, minimum, maximum, medi´an nebo funkce vyuˇz´ıvan´e v mate- matick´e morfologii – dilatace, eroze, otevˇren´ı, uzavˇren´ı, skeletonizace, aj. 1.6.2 Konvoluce Konvoluce (symbol ∗) je matematick´a operace mezi dvˇema funkcemi, kter´a je v diskr´etn´ım dvourozmˇern´em pˇr´ıpadˇe deﬁnov´ana vztahem: k k X X f(x, y) ∗ h(x, y) = f(x − i, y − j) · h(i, j) (1.6) i=−k j=−k Obr´azek 1.9: Sch´ema konvoluce. Princip je vysvˇetlen v textu. Pˇrevzato z http://cs.wikipedia.org/wiki. File:Konvoluce 2rozm diskretni.jpg. Transformaˇcn´ı funkce h(x, y) konvoluce se ˇcasto oznaˇcuje tak´e jako kon- voluˇcn´ı j´adro. V pˇr´ıpadˇe diskr´etn´ı konvoluce lze j´adro ch´apat jako matici hodnot (tzv. konvoluˇcn´ı maska). Poloˇz´ıme-li konvoluˇcn´ı masku na pˇr´ısluˇsn´e m´ısto obrazu, potom je v´ysledek konvoluce takov´y, ˇze vyn´asob´ıme hod- notu pixel˚u obrazu pokryt´ych konvoluˇcn´ı maskou pˇr´ısluˇsn´ym koeﬁcientem masky, vˇsechny tyto hodnoty seˇcteme a dostaneme v´yslednou hodnotu ob- razov´eho bodu v´ystupn´ıho obrazu. Nov´a hodnota pixelu v´ystupn´ıho obrazu se obvykle dosazuje do m´ısta, kter´e odpov´ıd´a aktu´aln´ı poloze stˇredu kon- voluˇcn´ı masky. Sch´ema konvoluce je na obr´azku 1.9. Velikost konvoluˇcn´ı","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 17 masky urˇcuje, kolik obrazov´ych bod˚u vstupn´ıho obrazu ovlivn´ı jeden pi- xel v´ystupn´ıho obrazu. Podle velikosti masky potom rozliˇsujeme bodov´e, lok´aln´ı a glob´aln´ı konvoluˇcn´ı operace s obrazem. Obr´azek 1.10: Operace s obrazem rozliˇsujeme podle vlivu vstupn´ıho obrazu f(x, y) na v´ysledn´y obraz g(x, y). 1.6.3 Bodov´e operace Bodov´e operace slouˇz´ı k transformaci obrazu bod po bodu, pˇriˇcemˇz kaˇzd´y bod v´ystupn´ıho obrazu je ovlivnˇen pouze jedn´ım bodem vstupn´ıho obrazu (viz obr´azek 1.10). Poˇzadovan´a z´avislost je obvykle realizov´ana modiﬁkaˇcn´ı tabulkou LUT (z angl. Look Up Table), kter´a nese informaci o transformaci kaˇzd´eho dan´eho bodu. Bodov´e operace se pouˇz´ıvaj´ı pˇri ´upravˇe barev (zmˇena barevn´e ˇsk´aly, pseudobarven´ı), dynamick´eho rozsahu, jasu nebo kontrastu, ale lze je aplikovat tak´e pˇri zv´yrazˇnov´an´ı nebo segmentaci obrazu (napˇr. pra- hov´an´ı). 1.6.4 Lok´aln´ı operace U lok´aln´ıch operac´ı je kaˇzd´y bod v´ystupn´ıho obrazu ovlivnˇen pouze okoln´ımi body vstupn´ıho obrazu pokryt´ymi vhodnou konvoluˇcn´ı maskou (viz ob- r´azek 1.10). Data se transformuj´ı takov´ym zp˚usobem, aby byly v obraze zv´yraznˇeny nebo potlaˇceny urˇcit´e struktury – proces se ˇcasto oznaˇcuje jako ﬁltrace. Filtrace se vyuˇz´ıv´a zejm´ena k vyhlazen´ı obrazu, potlaˇcen´ı ˇsumu, ostˇren´ı obrazu, pˇr´ıpravˇe pro segmentaci (napˇr. detekce hran) nebo pro mor- fologick´e operace s obrazem, rekonstrukci obrazu nebo detekci a klasiﬁ- kaci objekt˚u v obraze. Masky mohou m´ıt r˚uzn´y tvar a velikost. Obvykle se pouˇz´ıvaj´ı ˇctvercov´e masky o velikosti od 3 × 3 po asi 9 × 9.","KAPITOLA 1. OBRAZ A OPERACE S OBRAZEM 18 1.6.5 Glob´aln´ı operace Slouˇz´ı k ´upravˇe obrazu jako celku. Kaˇzd´y bod v´ystupn´ıho obrazu je u glo- b´aln´ıch operac´ı ovlivnˇen vˇsemi body vstupn´ıho obrazu (viz obr´azek 1.10). Patˇr´ı sem zejm´ena restauraˇcn´ı mechanismy (odstranˇen´ı zkreslen´ı v ob- raze, rekonstrukce obrazu z projekc´ı, rekonstrukce hloubkov´eho rozmˇeru, potlaˇcen´ı ˇsumu, aj.) nebo dvourozmˇern´e transformace obrazu (napˇr. Fourie- rova transformace, kosinov´a transformace, aj.). Glob´aln´ı ´upravy lze pouˇz´ıt tak´e pˇri kompresi obrazov´ych dat, pro texturn´ı anal´yzu nebo pro roz- pozn´av´an´ı objekt˚u.","Kapitola 2 Ultrazvukov´a diagnostika Ultrazvukov´a diagnostika je neinvazivn´ı metoda, kter´a slouˇz´ı k zobrazen´ı vnitˇrn´ıch struktur tˇela, pˇrin´aˇs´ı d˚uleˇzit´e informace o funkˇcn´ım stavu a pato- logii tk´an´ı a pom´ah´a pˇri odhalen´ı a identiﬁkaci mnoha nemoc´ı, zdravotn´ıch probl´em˚u a komplikac´ı. Ultrazvukov´a diagnostika je zaloˇzena pˇredevˇs´ım na odrazu ultrazvukov´ych vln na rozhran´ı prostˇred´ı s r˚uzn´ymi akustick´ymi vlastnostmi. Je zn´amo, ˇze r˚uzn´e biologick´e tk´anˇe maj´ı odliˇsn´e akustick´e vlastnosti (tzv. akustick´a impedance), kter´e urˇcuj´ı velikost odrazu ultra- zvuku od rozhran´ı dvou tk´an´ı. M´enˇe obvykl´e je mˇeˇren´ı ´utlumu ultrazvu- kov´ych vln pˇri pr˚uchodu mˇeˇren´ym prostˇred´ım. Zeslaben´ı ultrazvuku je po- tom opˇet urˇceno akustick´ymi vlastnostmi tk´an´ı. Objev ultrazvukov´ych vln je pˇripisov´an italsk´emu biologovi Lazzaro Spallanzanimu, kter´y v roce 1794 demonstroval schopnost netop´yr˚u ori- entovat se ve tmˇe pomoc´ı odraz˚u vysokofrekvenˇcn´ıho neslyˇsiteln´eho zvuku. Vˇetˇs´ı pozornost k ultrazvuku se vˇsak zaˇcala up´ırat aˇz s objevem vhodn´ych zdroj˚u vysokofrekvenˇcn´ıch mechanick´ych vln. Na z´akladˇe piezoelektrick´eho jevu, kter´y v roce 1880 objevili bratˇri Pierre a Jacques Curieov´e, zkon- struoval prvn´ı piezoelektrick´y mˇeniˇc Paul Langevin v roce 1916. V roce 1918 si dali Paul Langevin a Constantin Chilowsky patentovat syst´em pro podmoˇrskou ultrazvukovou echolokaci, tj. vyhled´av´an´ı a prostorov´a lo- kalizace objekt˚u pomoc´ı odrazu ultrazvukov´eho vlnˇen´ı. V roce 1928 z´ıskal rusk´y fyzik S. J. Sokolov patent na pr˚uchodovou metodu detekce skryt´ych vad materi´alu pomoc´ı ultrazvuku. Konstrukce mˇeniˇc˚u s fokusac´ı byla po- psan´a J. Gruetzmacherem v roce 1935. Rozhoduj´ıc´ı v´yznam pro tech- nick´e i l´ekaˇrsk´e aplikace vˇsak mˇely aˇz pr´ace F. A. Firestonea z poˇc´atku 19","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 20 ˇctyˇric´at´ych let 20. stolet´ı. Tento americk´y vˇedec st´al u zrodu ultrazvukov´eho odrazov´eho defektoskopu, kter´y je pˇr´ım´ym pˇredch˚udcem dneˇsn´ıch mo- dern´ıch pr˚umyslov´ych a l´ekaˇrsk´ych ultrazvukov´ych zobrazovac´ıch syst´em˚u. V roce 1937 ohl´asil svou metodu elektrick´e detekce proˇsl´eho ultrazvuku rakousk´y vˇedec s ˇceskoslovensk´ymi koˇreny Karl Theodore Dussik. Roz- hoduj´ıc´ı ˇcl´anek publikoval v roce 1942 a svou metodu se snaˇzil vyuˇz´ıt pro zobrazen´ı mozkov´ych komor a pro detekci tumor˚u mozku. Myˇslenku a v´ysledky Dussikovy pr´ace pot´e pˇrevzaly napˇr. v´yznamn´e v´yzkumn´e labo- ratoˇre ﬁrmy Siemens. Odrazovou metodu detekce ultrazvuku zavedli do me- dic´ınsk´e praxe v roce 1949 George D. Ludwig a F. W. Struthers, kteˇr´ı z´ıskali obraz na z´akladˇe odraz˚u od ciz´ıch tˇeles a ˇzluˇcov´ych kamen˚u v lidsk´em tˇele. Zaˇr´ızen´ı pro dvojrozmˇern´e zobrazen´ı poprv´e popsal John J. Wilde v roce 1950. Zaˇc´atkem ˇsedes´at´ych let se ve Velk´e Brit´anii a Japonsku objevily prvn´ı komerˇcn´ı ultrazvukov´e l´ekaˇrsk´e pˇr´ıstroje pro dvojrozmˇern´e zobrazen´ı. V pades´at´ych letech se zaˇcaly objevovat tak´e prvn´ı ultrazvukov´e metody zaloˇzen´e na Dopplerovˇe principu, kter´y v roce 1842 popsal rakousk´y fyzik Christian Andreas Doppler. Vrchol v´yvoje ultrazvukov´ych syst´em˚u zazna- menal ve sv´e pr´aci F. E. Barbera a spolupracovn´ıci, vydan´e v roce 1974, v n´ıˇz referoval o duplexn´ım syst´emu, spojuj´ıc´ım v´yhody dvojrozmˇern´eho zobrazen´ı s mˇeˇren´ım sign´alu od proud´ıc´ı krve. 2.1 Ultrazvuk Ultrazvuk je mechanick´e kmit´an´ı ˇc´astic l´atkov´eho prostˇred´ı kolem rov- nov´aˇzn´e polohy s frekvenc´ı vyˇsˇs´ı neˇz je horn´ı frekvenˇcn´ı hranice slyˇsitelnosti lidsk´eho ucha (>20 kHz). Podle frekvence kmit˚u se ultrazvuk ˇcasto rozdˇeluje na tˇri skupiny: • N´ızkofrekvenˇcn´ı ultrazvuk (asi 20 kHz aˇz 100 kHz) se vyuˇz´ıv´a zejm´ena v ultrazvukov´e chirurgii, k ˇciˇstˇen´ı n´astroj˚u a materi´al˚u, apod. • Vysokofrekvenˇcn´ı ultrazvuk (od 100 kHz) nach´az´ı uplatnˇen´ı pˇredevˇs´ım v ultrazvukov´e terapii (pˇribliˇznˇe 1 aˇz 3 MHz), a zejm´ena pak v ultra- zvukov´e diagnostice (asi 2 aˇz 40 MHz).","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 21 • V modern´ı literatuˇre se m˚uˇzeme setkat tak´e s pojmem hyperzvuk, kter´y oznaˇcuje oblast ultrazvuku o frekvenci vyˇsˇs´ı neˇz 1 GHz. Vznik a ˇs´ıˇren´ı ultrazvukov´ych vln prostˇred´ım je umoˇznˇeno existenc´ı va- zebn´ych sil mezi ˇc´asticemi l´atky. Ultrazvuk se m˚uˇze ˇs´ıˇrit v podobˇe vlnˇen´ı dvˇema moˇzn´ymi zp˚usoby: pod´elnˇe (ˇc´astice kmitaj´ı ve smˇeru ˇs´ıˇren´ı vlnˇen´ı) 1 nebo pˇr´ıˇcnˇe (pohyb ˇc´astic se dˇeje kolmo na smˇer ˇs´ıˇren´ı) – viz obr´azek 2.1. Pˇri ˇs´ıˇren´ı vlnˇen´ı pod´eln´ymi vlnami (longitudin´aln´ımi) doch´az´ı ke stˇr´ıdav´emu zhuˇst ’ov´an´ı (tlakov´a f´aze, f´aze komprese) a zˇred ’ov´an´ı (podtlakov´a f´aze, f´aze relaxace) ˇc´astic prostˇred´ı. Pˇr´ıˇcn´e vlnˇen´ı (transverz´aln´ı) se m˚uˇze ˇs´ıˇrit pouze prostˇred´ım, kter´e odo- l´av´a nam´ah´an´ı ve smyku, tj. v prostˇred´ı tuh´em. V plynn´em a kapaln´em prostˇred´ı se tedy m˚uˇze ultrazvuk ˇs´ıˇrit pouze pod´eln´ymi kmity ˇc´astic, zat´ımco v pevn´ych l´atk´ach se m˚uˇze ˇs´ıˇrit pod´elnˇe i pˇr´ıˇcnˇe. Pod´eln´e vlny lze proto povaˇzovat za nejd˚uleˇzitˇejˇs´ı, protoˇze se mohou ˇs´ıˇrit libovoln´ym prostˇred´ım. Matematicky lze ultrazvukov´e vlnˇen´ı popsat vlnovou rovnic´ı: 2 2 2 2 ∂ ψ ∂ ψ ∂ ψ ∂ ψ 2 2 = c 2 + + = c ∇ ψ (2.1) ∂t 2 ∂x 2 ∂y 2 ∂z 2 Kde: ψ(x, y, z, t) : prostorovˇe a ˇcasovˇe z´avisl´a okamˇzit´a v´ychylka c : rychlost ˇs´ıˇren´ı vlnˇen´ı ∇ : Laplace˚uv oper´ator Uv´aˇz´ıme-li jednorozmˇern´y pˇr´ıpad vlnov´e rovnice (2.1), potom je parti- kul´arn´ım ˇreˇsen´ım rovnice harmonick´eho pohybu ve tvaru: y = y sin(ωt − kx) (2.2) m 1 Kromˇe pod´eln´ych a pˇr´ıˇcn´ych vln, kter´e se ˇs´ıˇr´ı cel´ym objemem l´atky, existuj´ı jeˇstˇe povrchov´e Raylei- ghovy a Loveho vlny nebo vlny Lambovy. U Rayleighovy vlny kmitaj´ı ˇc´astice l´atky kolmo na smˇer ˇs´ıˇren´ı vlny v rovinˇe kolm´e na povrch a pohybuj´ı se pˇritom po eliptick´e trajektorii. U Loveho vlny kmitaj´ı ˇc´astice l´atky kolmo na smˇer ˇs´ıˇren´ı vlny v rovinˇe rovnobˇeˇzn´e s povrchem. Lambovy vlny se ˇs´ıˇr´ı jako dvourozmˇern´e vibrace ve voln´ych desk´ach.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 22 Obr´azek 2.1: Ultrazvuk se m˚uˇze ˇs´ıˇrit prostˇred´ım pod´eln´ymi nebo pˇr´ıˇcn´ymi vlnami. U pod´eln´ych vln ˇc´astice kmitaj´ı ve smˇeru ˇs´ıˇren´ı vlnˇen´ı a doch´az´ı ke stˇr´ıdav´emu zhuˇst ’ov´an´ı a zˇred ’ov´an´ı ˇc´astic prostˇred´ı. U pˇr´ıˇcn´ych vln se pohyb ˇc´astic dˇeje kolmo na smˇer ˇs´ıˇren´ı vlnˇen´ı. Kde: y(x, t) : okamˇzit´a v´ychylka z´avisl´a na souˇradnici x a ˇcase t y m : amplituda v´ychylky ω = 2πf : ´uhlov´a frekvence k = ω/c : vlnov´e ˇc´ıslo 2.1.1 Rychlost ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku Rychlost ˇs´ıˇren´ı ultrazvukov´e vlny z´avis´ı na vlastnostech l´atkov´eho prostˇred´ı, kter´ym se vlna ˇs´ıˇr´ı. Z fyzik´aln´ıho hlediska mohou mechanick´e kmity vzni- kat pouze v l´atkov´ych prostˇred´ıch, kter´a vykazuj´ı setrvaˇcnost a pruˇznost (elasticitu). Setrvaˇcnost souvis´ı s pˇrenosem kinetick´e energie (ˇs´ıˇren´ı vlny prostorem); pruˇznost souvis´ı s pˇrenosem potenci´aln´ı energie (kmit´an´ı vlny). Setrvaˇcnost prostˇred´ı je spojena s hmotnost´ı prostˇred´ı, tj. s jeho d´elkovou (dr´aty, struny), ploˇsnou (membr´any, desky) nebo objemovou hustotou; elas- 2 ticita prostˇred´ı je naopak pops´ana pˇr´ısluˇsn´ym modulem pruˇznosti , kter´y 2 Young˚uv modul pruˇznosti (E) pro deformaci tahem nebo tlakem, modul pruˇznosti ve smyku (G) pro smykovou deformaci nebo modul objemov´e pruˇznosti (K) pro objemovou deformaci l´atky.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 23 Tabulka 2.1: Akustick´e vlastnosti biologick´ych tk´an´ı. Tk´aˇn Hustota Rychlost ˇs´ıˇren´ı Akustick´a impedance −3 −1 6 (10 −3 · kg · m ) pod´eln´ych vln (m/s) (10 · Pa · s · m ) tuk 0,97 1450 1,41 k˚uˇze 1,15 1730 1,99 mozek 1,03 1500 1,56 krev 1,06 1580 1,65 slezina 1,05 1566 1,65 sval 1,07 1585 1,70 srdce 1,045 1570 1,64 lebeˇcn´ı kost 1,90 4080 7,80 ledvina 1,036 1561 1,62 j´atra 1,06 1550 1,65 oˇcn´ı ˇcoˇcka 1,121 1647 1,85 sklivec 1,0037 1534 1,54 bˇelima 1,033 1650 1,61 rohovka 0,9447 1609 1,55 ◦ voda (20 C) 0,9982 1492 1,48 vzduch 0,00013 331 0,0004 popisuje souvislost mezi p˚usoben´ım vnˇejˇs´ı s´ıly a schopnost´ı vytvoˇrit v l´atce vnitˇrn´ı napˇet´ı. Kombinac´ı setrvaˇcn´ych a pruˇzn´ych vlastnost´ı prostˇred´ı lze rychlost ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku prostˇred´ım popsat rovnic´ı: s K c = (2.3) ρ Kde: K : modul objemov´e pruˇznosti (Pa) 3 ρ : hustota prostˇred´ı (kg/m ) Pˇri pohledu na rovnici 2.3 je jasn´e, ˇze ˇc´ım silnˇejˇs´ı jsou vz´ajemn´e vazby mezi ˇc´asticemi prostˇred´ı (tj. ˇc´ım je prostˇred´ı pevnˇejˇs´ı a hustˇejˇs´ı), t´ım vyˇsˇs´ı je v nˇem rychlost ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku. Rychlost ˇs´ıˇren´ı pod´eln´ych vln v nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ıch je uvedena v tabulce 2.1.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 24 2.1.2 Akustick´a impedance Akustick´a impedance (pˇr´ıp. vlnov´y odpor) je jedn´ım z dalˇs´ıch d˚uleˇzit´ych parametr˚u, kter´e charakterizuj´ı akustick´e vlastnosti prostˇred´ı. Akustick´a 3 impedance z je sv´az´ana s akustick´ym tlakem ultrazvukov´e vlny p a rychlost´ı kmit˚u ˇc´astic prostˇred´ı v vztahem: p z = (2.4) v Rovnice 2.4 je akustickou obdobou Ohmova odporov´eho z´akona (R = U/I), zn´am´eho z elektˇriny a magnetismu. Elektrick´emu napˇet´ı U odpov´ıd´a v rov- nici 2.4 akustick´y tlak ultrazvukov´e vlny p, obdobou elektrick´eho proudu I je rychlost kmit˚u ˇc´astic prostˇred´ı v a elektrick´emu odporu R odpov´ıd´a vlnov´y odpor – akustick´a impedance z. Akustickou impedanci (rovnice 2.4) lze vyj´adˇrit tak´e jako souˇcin hustoty prostˇred´ı ρ a rychlosti ˇs´ıˇren´ı ultrazvu- kov´e vlny c prostˇred´ım: z = ρc (2.5) Akustick´a impedance m´a rozhoduj´ıc´ı v´yznam pˇri ultrazvukov´em zobra- zov´an´ı. Velikost rozd´ılu akustick´ych impedanc´ı dvou r˚uzn´ych prostˇred´ı totiˇz rozhoduje o velikosti odrazu a pr˚uchodu ultrazvukov´ych vln na rozhran´ı tˇechto prostˇred´ı. Na z´akladˇe velikosti odrazu ultrazvuku od akustick´ych roz- hran´ı se pak sestavuje v´ysledn´y ultrazvukov´y obraz. Akustick´a impedance nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ıch je uvedena v tabulce 2.1. ´ 2.1.3 Utlum ultrazvukov´ych vln ´ Utlum ultrazvuku je charakterizov´an sniˇzov´an´ım intenzity (energie a akus- tick´eho tlaku) ultrazvukov´eho vlnˇen´ı ve smˇeru ˇs´ıˇren´ı vlivem okoln´ıho pro- stˇred´ı. K ´utlumu doch´az´ı pˇri pr˚uchodu svazku ultrazvukov´ych vln hmotou nˇekolika zp˚usoby: absorpc´ı, odrazem, lomem, ohybem a rozptylem. 3 Akustick´y tlak p vznik´a v l´atkov´em prostˇred´ı pˇri pr˚uchodu ultrazvukov´ych vln. S kmitav´ym pohybem 2 ultrazvukov´e vlny (rovnice 2.2) je akustick´y tlak sv´az´an rovnic´ı p(x, t) = c ρky m cos(kx − ωt), kter´a ˇr´ık´a, ˇze akustick´y tlak je nulov´y pˇri maxim´aln´ı amplitudˇe v´ychylky a naopak.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 25 Pˇri absorpci doch´az´ı pod´el smˇeru ˇs´ıˇren´ı k postupn´emu sniˇzov´an´ı intenzity vlnˇen´ı pˇremˇenou akustick´e energie ultrazvukov´e vlny na teplo v d˚usledku vnitˇrn´ıho tˇren´ı kmitaj´ıc´ıch ˇc´astic prostˇred´ı. Ke sn´ıˇzen´ı intenzity ultra- zvukov´e vlny vlivem odrazu, lomu, ohybu a rozptylu doch´az´ı na neho- 4 mogenit´ach prostˇred´ı. K odrazu vlny mimo p˚uvodn´ı smˇer ˇs´ıˇren´ı doch´az´ı pˇredevˇs´ım na rozhran´ı dvou prostˇred´ı, kter´a jsou mnohem vˇetˇs´ı neˇz je vl- nov´a d´elka ultrazvuku. Pˇri dopadu ultrazvuku na takov´e rozhran´ı se ˇc´ast vlnˇen´ı odr´aˇz´ı a ˇc´ast vlnˇen´ı pronik´a lomem hloubˇeji do l´atky. Velikost odrazu a rpc˚uhodu z´avis´ı na rozd´ılu akustick´ych impedanc´ı obou prostˇred´ı (viz ka- pitola 2.1.4). Pˇri dopadu vlny na ˇc´astice prostˇred´ı, kter´e jsou menˇs´ı neˇz je 5 vlnov´a d´elka ultrazvuku, doch´az´ı hlavnˇe k rozptylu vlnˇen´ı a jen mal´a ˇc´ast vlnˇen´ı se odr´aˇz´ı zpˇet do p˚uvodn´ıho smˇeru. Rozpt´ylen´e ultrazvukov´e vlny a jejich interference vytv´aˇrej´ı v ultrazvukov´em obraze typickou echotexturu napˇr. parenchymov´ych org´an˚u nebo p´orovit´ych struktur. ´ Utlum ultrazvukov´ych vln v l´atce lze matematicky popsat napˇr. jako pokles amplitudy akustick´eho tlaku p na jednotce tlouˇst ’ky dx l´atky popsan´e 6 koeﬁcientem ´utlumu α : dp = −pαdx (2.6) Integrac´ı rovnice 2.6 dost´av´ame vztah pro pokles amplitudy akustick´eho tlaku p v z´avislosti na tlouˇst ’ce vrstvy prostˇred´ı x: p(x) = p e −αx (2.7) 0 Z rovnice 2.7 je patrn´e, ˇze v prostˇred´ı s konstantn´ım ´utlumem doch´az´ı k exponenci´aln´ımu poklesu amplitudy akustick´eho tlaku se vzd´alenost´ı. Doplˇnme, ˇze koeﬁcient ´utlumu prostˇred´ı b´yv´a obvykle z´avisl´y na frekvenci ultrazvukov´eho vlnˇen´ı: α ∼ f. Ultrazvukov´e vlnˇen´ı o vyˇsˇs´ı frekvenci se tedy v l´atce v´ıce utlumuje a jeho pr˚unik (penetrace) do hloubky se sniˇzuje. Koe- ﬁcienty ´utlumu nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ı jsou uvedeny v tabulce 2.2. 4 Nehomogenity = odchylky od konstantn´ıch vlastnost´ı 5 Rozptyl = odraz“ vlny v r˚uzn´ych m´ıstech do r˚uzn´ych smˇer˚u 6 ” Koeﬁcient ´utlumu prostˇred´ı α se obvykle vyjadˇruje v jednotk´ach decibel na metr (dB/m) a vyjadˇruje m´ıru ´utlumu ultrazvukov´e vlny ve vrstvˇe l´atky jednotkov´e tlouˇst ’ky.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 26 Tabulka 2.2: Koeﬁcienty ´utlumu nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ı. Tk´aˇn Koeﬁcient ´utlumu pro f=1 MHz (dB/cm) voda 0,002 krev 0,18 tuk 0,63 j´atra 0,5–0,94 ledviny 1,0 svaly 1,3–3,3 kost 5,0 2.1.4 Odraz a lom ultrazvukov´ych vln ˇ S´ıˇren´ı ultrazvukov´ych vln pˇri dopadu na rozhran´ı dvou prostˇred´ı se ˇr´ıd´ı z´akony odrazu a lomu. Z´akon odrazu ˇr´ık´a, ˇze ´uhel odrazu vlny od rozhran´ı dvou prostˇred´ı se rovn´a ´uhlu dopadu vlny na toto rozhran´ı (α = α ). Z´akon 2 1 lomu (Snell˚uv z´akon) popisuje vztah mezi ´uhlem dopadu vlny α na rozhran´ı 1 a ´uhlem lomu vlny α a lze jej zapsat analogicky jako v optice, ve tvaru: 2 sin α 1 n 2 = (2.8) sin α 2 n 1 Kde: n , n 2 : indexy lomu prostˇred´ı (analogie s optikou) 1 Pokud dopadne ultrazvukov´a vlna s akustick´ym tlakem p na rozhran´ı A dvou prostˇred´ı s akustick´ymi impedancemi z = ρ c a z = ρ c , potom 1 1 2 2 2 1 se ˇc´ast vlny s akustick´ym tlakem p B odraz´ı zpˇet do prostˇred´ı, ze kter´eho p˚uvodn´ı vlna pˇriˇsla, a ˇc´ast vlny s akustick´ym tlakem p C projde lomem pˇres rozhran´ı do druh´eho prostˇred´ı. Z pomˇer˚u akustick´ych tlak˚u jednotli- v´ych vln potom m˚uˇzeme urˇcit d˚uleˇzit´e parametry rozhran´ı: koeﬁcient od- razu R (pomˇer tlak˚u odraˇzen´e a dopadaj´ıc´ı vlny) a koeﬁcient pr˚uchodu D (pomˇer tlak˚u proˇsl´e a dopadaj´ıc´ı vlny) – viz obr´azek 2.2. Zanedb´ame-li ´ utlum vlnˇen´ı, potom jsou koeﬁcienty pops´any rovnicemi:","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 27 p B z − z 1 p C 2z 2 2 R = = , D = = (2.9) p A z + z 2 p A z + z 2 1 1 Znalost velikosti odrazu a pr˚uchodu (rovnice 2.9) je kl´ıˇcov´a pro ultrazvu- kov´e zobrazov´an´ı. V´ysledn´y ultrazvukov´y obraz je totiˇz zaloˇzen na detekci odraˇzen´ych vln. Pˇri nulov´em odrazu na rozhran´ı tedy nen´ı moˇzn´e z´ıskat ob- raz tohoto rozhran´ı. Pˇri maxim´aln´ım odrazu na rozhran´ı zase nen´ı moˇzn´e detekovat odrazy od rozhran´ı, kter´a jsou uloˇzena za n´ım. Obr´azek 2.2: Odraz a lom na rozhran´ı. Koeﬁcient odrazu R je poˇc´ıt´an jako pomˇer akus- tick´eho tlaku odraˇzen´e vlny (B) a dopadaj´ıc´ı vlny (A); koeﬁcient pr˚uchodu D je urˇcen jako pomˇer akustick´eho tlaku proˇsl´e vlny (C) a dopadaj´ıc´ı vlny (A). 2.2 Zdroje a pˇrij´ımaˇce ultrazvuku Ultrazvukov´e vlnˇen´ı se vys´ıl´a a pˇrij´ım´a pomoc´ı elektroakustick´ych mˇeniˇc˚u, kter´e pˇrev´adˇej´ı mechanickou energii ultrazvukov´e vlny na energii elektric- kou a naopak. Pro aplikace ultrazvuku v medic´ınˇe lze pouˇz´ıt piezoelektrick´e nebo magnetostrikˇcn´ı mˇeniˇce, ve kter´ych doch´az´ı k transformaci energie prostˇrednictv´ım elektromagnetick´ych a elastick´ych vazeb mezi atomy a mo- lekulami l´atky.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 28 2.2.1 Piezoelektrick´e mˇeniˇce Nˇekter´e pˇrirozen´e nebo umˇele vyroben´e krystalick´e l´atky vykazuj´ı piezoelek- trick´e vlastnosti. Ionty, kter´e v takov´e l´atce vytv´aˇrej´ı krystalickou mˇr´ıˇzku, jsou uspoˇr´ad´any takov´ym zp˚usobem, ˇze pˇri deformaci krystalu vznik´a na po- vrchu krystalu elektrick´y n´aboj, a krystal se naopak deformuje, je-li na nˇej pˇrivedeno elektrick´e napˇet´ı. • Pˇr´ım´y piezoelektrick´y jev: Pˇri deformaci krystalu piezoelektrick´e l´atky doch´az´ı k posunu kladn´ych a z´aporn´ych iont˚u v krystalov´e mˇr´ıˇzce tak, ˇze se na povrchu krystalu vytvoˇr´ı mˇeˇriteln´y elektrick´y n´aboj (viz obr´azek 2.3a). Velikost generovan´eho n´aboje je pˇr´ımo ´umˇern´a de- formaci krystalu. Vzhledem k tomu, ˇze vˇetˇsina krystal˚u je anizotrop- n´ıch, je velikost vytvoˇren´eho n´aboje z´avisl´a tak´e smˇeru nam´ah´an´ı krys- talu vzhledem k jeho os´am. Pˇr´ım´eho piezoelektrick´eho jevu se vyuˇz´ıv´a k detekci ultrazvukov´ych vln. • Nepˇr´ım´y piezoelektrick´y jev: Pˇriveden´ım elektrick´eho napˇet´ı na povrch krystalu piezoelektrick´e l´atky dojde k posunu kladn´ych a z´aporn´ych iont˚u v krystalov´e mˇr´ıˇzce a krystal se deformuje (viz obr´azek 2.3b). Velikost deformace je pˇr´ımo ´umˇern´a velikosti pˇriloˇzen´eho napˇet´ı. Nepˇr´ı- m´eho piezoelektrick´eho jevu se vyuˇz´ıv´a jako zdroje ultrazvukov´ych vln. ´ Uˇcinnost pˇremˇeny deformace na elektrick´e napˇet´ı a opaˇcnˇe popisuj´ı pie- zoelektrick´e konstanty. Dalˇs´ım d˚uleˇzit´ym parametrem kaˇzd´eho piezokrys- talu je tak´e jeho rezonanˇcn´ı frekvence, se kterou krystal kmit´a po vybuzen´ı stˇr´ıdav´ym elektrick´ym napˇet´ım. Ve stavu rezonance je vys´ılan´y akustick´y tlak a tedy i energie ultrazvukov´e vlny nejvˇetˇs´ı. Rezonanˇcn´ı frekvence krys- talu je ´umˇern´a rychlosti ˇs´ıˇren´ı ultrazvukov´e vlny v materi´alu mˇeniˇce c p a tlouˇst ’ce mˇeniˇce D: nc p f = , n = 1, 3, 5, . . . (2.10) 0 2D ˇ C´ıslo n v rovnici 2.10 urˇcuje z´akladn´ı (n = 1) a vyˇsˇs´ı harmonick´e frekvence rezonance krystalu. Pˇri sud´ych harmonick´ych frekvenc´ıch (n = 2, 4, 6, . . . ) se vys´ılan´e a odraˇzen´e vlny setk´avaj´ı v protif´azi a amplituda akustick´eho tlaku je minim´aln´ı. Sud´e harmonick´e frekvence se proto nepouˇz´ıvaj´ı.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 29 (a) (b) Obr´azek 2.3: (a) Pˇr´ım´y piezoelektrick´y jev: Pˇri deformaci krystalu piezoelektrick´e l´atky doch´az´ı k posunu kladn´ych a z´aporn´ych iont˚u v krystalov´e mˇr´ıˇzce tak, ˇze se na povrchu krystalu vytvoˇr´ı mˇeˇriteln´y elektrick´y n´aboj. (b) Nepˇr´ım´y piezoelektrick´y jev: Pˇriveden´ım elektrick´eho napˇet´ı na povrch krystalu piezoelektrick´e l´atky dojde k posunu kladn´ych a z´aporn´ych iont˚u v krystalov´e mˇr´ıˇzce a krystal se deformuje. Kromˇe pˇrirozen´ych krystal˚u (napˇr. kˇremen, turmal´ın, Seignettova s˚ul) maj´ı piezoelektrick´e vlastnosti tak´e nˇekter´e umˇele vytvoˇren´e krystaly jako lithiumsulf´at a niob´at olova. Znaˇcn´y v´yznam maj´ı v praxi tak´e umˇel´e po- lykrystalick´e l´atky jako napˇr. PVDF (polyvinylid´enﬂuorid) nebo bariumti- tan´atov´a a zirkon´atov´a piezokeramika. Piezokeramika se vyr´ab´ı lisov´an´ım jemn´eho pr´aˇsku a n´asledn´ym vypalov´an´ım v tunelov´e peci. T´ımto zp˚usobem lze vytvoˇrit mˇeniˇce libovoln´eho tvaru – destiˇcky, hranoly, prstence, tyˇce, konvexnˇe nebo konk´avnˇe zakˇriven´e tvary, atd. Poˇzadovan´eho tvaru mˇeniˇce se dos´ahne tak´e jeho vyˇrez´an´ım z krystalu podle urˇcen´ych ˇrez˚u. Kaˇzd´a l´atka s piezoelektrick´ymi vlastnostmi m˚uˇze o tyto vlastnosti pˇrij´ıt p˚usoben´ım teplot vyˇsˇs´ıch neˇz je tzv. Curieova teplota, kter´a je charakte- ristick´a pro kaˇzdou piezoelektrickou l´atku. Pˇri pˇrekroˇcen´ı Curieovy teploty piezoelektrick´e vlastnosti l´atky nen´avratnˇe miz´ı. Napˇr. kˇremen m´a Curieovu ◦ ◦ teplotu 576 C, zirkon´atov´a keramika asi 320 C, bariumtitan´atov´a keramika ◦ ◦ asi 140 C a Seignettova s˚ul je pouˇziteln´a jen pˇri teplot´ach asi 5 aˇz 35 C.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 30 2.2.2 Magnetostrikˇcn´ı mˇeniˇce Magnetostrikˇcn´ı mˇeniˇce pracuj´ı na principu magnetostrikce. Magnetostrikce je jev, pˇri kter´em doch´az´ı k deformaci magnetostrikˇcn´ıho materi´alu po jeho vloˇzen´ı do magnetick´eho pole a naopak pˇri mechanick´em nam´ah´an´ı magne- tostrikˇcn´ıho materi´alu doch´az´ı ke zmˇenˇe magnetizace a permeability t´eto l´atky. U magnetostrikˇcn´ıch mˇeniˇc˚u deﬁnujeme obdobn´e konstanty jako u piezoelektrick´ych mˇeniˇc˚u. Magnetostrikˇcn´ı mˇeniˇce mohou produkovat ul- trazvukov´e vlny pouze o frekvenci do asi 150 kHz a vyuˇz´ıvaj´ı se proto hlavnˇe v technick´ych oborech. V medic´ınˇe se s nimi lze setkat pouze u nˇekter´ych terapeutick´ych z´akrok˚u, ovˇsem v l´ekaˇrsk´e diagnostice jsou nepouˇziteln´e. K magnetostrikˇcn´ım l´atk´am patˇr´ı hlavnˇe feromagnetick´e materi´aly (nikl, kobalt, permalloy, permendur, apod.) a nˇekter´e nekovov´e pr´aˇskov´e ma- teri´aly, tzv. ferity (keramick´e oxidy). Tyto keramick´e materi´aly se tvaruj´ı lisov´an´ım a vypaluj´ı v pec´ıch podobnˇe jako piezokeramika. Jako magne- tostrikˇcn´ı mˇeniˇce lze pouˇz´ıt tak´e raˇzen´e kovov´e plechy, kter´e se na sebe vrstv´ı do poˇzadovan´eho tvaru. 2.3 Biologick´e ´uˇcinky ultrazvuku Pˇrestoˇze je ultrazvuk povaˇzov´an za bezpeˇcn´y, mohou se jeho ´uˇcinky proje- vit na ˇziv´e organismy moˇzn´ymi riziky. Mezi ˇziv´ym objektem a ultrazvu- kov´ym polem doch´az´ı k vz´ajemn´ym interakc´ım, kter´e lze rozdˇelit podle pˇrevaˇzuj´ıc´ıch ´uˇcink˚u na aktivn´ı a pasivn´ı. Pˇribliˇzn´a hranice mezi aktivn´ım 2 a pasivn´ım p˚usoben´ım ultrazvuku se ud´av´a intenzita vln 0,1 W/cm . • Aktivn´ı ultrazvuk se pˇri sv´em ˇs´ıˇren´ı prostˇred´ım projevuje biologick´ymi ´ uˇcinky, kter´e lze rozdˇelit do tˇr´ı skupin: tepeln´e jevy, kavitaˇcn´ı jevy a netepeln´e a nekavitaˇcn´ı jevy. Podstatou biologick´ych ´uˇcink˚u jsou fy- zik´aln´ı a chemick´e zmˇeny prostˇred´ı. Aktivn´ı ultrazvuk se v l´ekaˇrstv´ı vyuˇz´ıv´a pˇredevˇs´ım v ultrazvukov´e terapii a chirurgii. • Pasivn´ı ultrazvuk se neprojevuje ˇz´adn´ymi v´yznamn´ymi fyzik´aln´ımi ani chemick´ymi zmˇenami prostˇred´ı. Oproti aktivn´ımu ultrazvuku m´a n´ızkou intenzitu, a proto se vyuˇz´ıv´a pˇredevˇs´ım v l´ekaˇrsk´e diagnostice.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 31 2.3.1 Tepeln´e jevy Projevuj´ı se tvorbou tepla, kter´e vznik´a v d˚usledku pˇremˇeny akustick´e ener- gie bˇehem absorpce ultrazvukov´eho vlnˇen´ı ve tk´ani. Z fyzik´aln´ıho hlediska vznik´a teplo v biologick´ych prostˇred´ıch dvˇema zp˚usoby: vnitˇrn´ım tˇren´ım a relaxaˇcn´ımi procesy. V homogenn´ım prostˇred´ı pˇrevl´ad´a vnitˇrn´ı tˇren´ı, 7 zat´ımco v nehomogenn´ım prostˇred´ı se uplatˇnuj´ı pˇredevˇs´ım relaxaˇcn´ı dˇeje . Pˇri vzniku tepla v biologick´e tk´ani je tˇreba rozliˇsovat dvˇe kritick´e tep- lotn´ı hladiny. Prvn´ı kritick´a teplota se t´yk´a embryon´aln´ıch tk´an´ı, kter´e jsou mnohem citlivˇejˇs´ı a zranitelnˇejˇs´ı neˇz tk´anˇe dospˇel´eho jedince a mohou b´yt ◦ poˇskozeny jiˇz pˇri teplot´ach 39,5 C. Druh´a kritick´a teplota odpov´ıd´a teplotˇe ◦ 41 C, pˇri kter´e mohou b´yt poˇskozeny tk´anˇe dospˇel´eho jedince. Velikost pˇremˇeny akustick´e energie v teplo z´avis´ı na vlastnostech p˚u- sob´ıc´ıho ultrazvuku (intenzitˇe I a d´elce p˚usoben´ı t) a vlastnostech tk´anˇe (koeﬁcientu absorpce α, hustotˇe ρ a mˇern´e tepeln´e kapacitˇe tk´anˇe c ). m Zanedb´ame-li ´uniky tepla vlivem proudˇen´ı krve, potom lze zmˇenu teploty tk´anˇe pˇribliˇznˇe urˇcit rovnic´ı: 2αIt ∆T = (2.11) ρc m 2 Napˇr. pro mˇekk´e tk´anˇe ozvuˇcovan´e intenzitou 1 W/cm vych´az´ı z rovnice ◦ 2.11 r˚ust teploty asi o 0,8 C/min. Rovnice 2.11 plat´ı pouze pˇri kontinu´aln´ım ozvuˇcov´an´ı. V pˇr´ıpadˇe pulzn´ıho ultrazvuku je nutn´e intenzity ultrazvu- kov´ych vln pˇrepoˇc´ıtat jako ˇcasov´y pr˚umˇer intenzit vˇsech aplikovan´ych pulz˚u. V re´aln´ych situac´ıch je nav´ıc tˇreba uvaˇzovat ochlazov´an´ı tk´anˇe v´ymˇenou tepla do okoln´ıho prostˇred´ı veden´ım, proudˇen´ım krve nebo z´aˇren´ım. 2.3.2 Kavitaˇcn´ı jevy Ultrazvukovou kavitac´ı se rozum´ı naruˇsen´ı kontinuity tekut´eho prostˇred´ı v podtlakov´e f´azi ultrazvukov´e vlny, spojen´e se vznikem plynov´ych (ka- vitaˇcn´ıch) bublin. Poˇc´ateˇcn´ı st´adia bublin se oznaˇcuj´ı jako kavitaˇcn´ı j´adra. 7 Nach´az´ı-li se syst´em ve stavu termodynamick´e nerovnov´ahy, probˇehnou v nˇem nevratn´e relaxaˇcn´ı procesy, bˇehem kter´ych pˇrejde syst´em do rovnov´aˇzn´eho stavu. Bˇehem relaxaˇcn´ıch dˇej˚u doch´az´ı v syst´emu k vyrovn´an´ı hustoty, koncentrac´ı, teploty, aj.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 32 • Rezonanˇcn´ı kavitace (pseudokavitace): Plynov´e bubliny periodicky os- ciluj´ı s frekvenc´ı ultrazvukov´eho vlnˇen´ı. Osciluj´ıc´ı vzduchov´e bubliny sniˇzuj´ı energii ultrazvukov´e vlny jednak jej´ı pˇremˇenou v teplo, jed- nak jej´ım rozptylem. Amplituda oscilac´ı nast´av´a pˇri ozvuˇcov´an´ı frek- venc´ı bl´ızkou objemov´e rezonanci bublin, kter´a souvis´ı s jejich velikost´ı. Pro voln´e sf´erick´e bubliny o polomˇeru R vˇetˇs´ım neˇz cca 10 µm ve vodˇe potom nast´av´a maximum oscilac´ı pˇribliˇznˇe pˇri frekvenci ultrazvuku 3280 f [kHz] ≈ (pouze pro R ≥ 10 µm). (2.12) R [µm] Pro bubliny menˇs´ı neˇz 10 µm se tlak p˚usob´ıc´ı na povrch bubliny st´av´a mnohem v´ıce d˚uleˇzitˇejˇs´ı neˇz zmenˇsov´an´ı rozmˇeru bubliny a rezonanˇcn´ı frekvence roste podle mnohem sloˇzitˇejˇs´ıch vzorc˚u. Zat´ımco bublina o polomˇeru 10 µm rezonuje pˇri frekvenci pˇribliˇznˇe 328 kHz, bublina o polomˇeru 3,5 µm rezonuje pˇri frekvenci okolo 1 MHz. • Kolapsov´a (pˇrechodov´a) kavitace: Bubliny periodicky zvˇetˇsuj´ı sv˚uj ob- jem a po dosaˇzen´ı jeho kritick´e hodnoty prudce kolabuj´ı. Kolaps bub- 3 lin je doprov´azen prudk´ym n´ar˚ustem teploty (>10 K) a siln´ym tla- 6 kov´ym r´azem (>10 Pa). Nahromadˇen´a energie se m˚uˇze uvolnit tak´e ˇ v podobˇe svˇeteln´ych z´ablesk˚u. Casto se kolabuj´ıc´ı bubliny rozpadnou na vˇetˇs´ı poˇcet menˇs´ıch bublin, kter´e se n´aslednˇe mohou st´at nov´ymi kavitaˇcn´ımi j´adry. Pˇri kolapsu ˇcasto doch´az´ı k disociaci vodn´ı p´ary v bublinˇe za vzniku chemicky velmi reaktivn´ıch voln´ych radik´al˚u. Pr´ah, pˇri kter´em nast´av´a kavitace, silnˇe z´avis´ı na vlastnostech prostˇred´ı a frekvenci ultrazvuku. Pro vodn´e roztoky se jeho hodnota pohybuje okolo 2 intenzity ultrazvuku 1 W/cm . S rostouc´ı viskozitou prostˇred´ı se kavitaˇcn´ı pr´ah prudce zvyˇsuje. Fyzik´aln´ı proces vzniku kavitace je velmi sloˇzit´y a je zˇrejmˇe zaloˇzen na termodynamick´ych zmˇen´ach f´aze. Pˇri podtlaku doch´az´ı k rozp´ın´an´ı kapaliny a ke zmˇenˇe kapaln´e f´aze na plynnou. Pˇri kolapsu nao- pak m˚uˇze doch´azet vlivem vysok´eho tlaku ke zkapalnˇen´ı plynu uvnitˇr bub- liny (napˇr. vodn´ı p´ary). D˚uleˇzit´e je poznamenat, ˇze kavitaˇcn´ı j´adra mohou vznikat pouze na povrˇs´ıch jako jsou napˇr. mikrobublinky plynu v kapalinˇe, stˇeny n´adoby, apod.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 33 2.3.3 Netepeln´e a nekavitaˇcn´ı jevy Do skupiny netepeln´ych a nekavitaˇcn´ıch jev˚u patˇr´ı zejm´ena mechanick´e vlivy tlaku a radiaˇcn´ıch sil (F = pS), kter´e se v ozvuˇcovan´em prostˇred´ı projevuj´ı vznikem a zmˇenami tlaku, napˇet´ı, pnut´ı, expanze, komprese, rych- losti nebo zrychlen´ı ˇc´astic prostˇred´ı. Jejich d˚usledkem je napˇr. vznik defor- mac´ı povrchu bunˇeˇcn´ych membr´an nebo translaˇcn´ı a rotaˇcn´ı pohyb mal´ych ˇc´astic. V tekut´ych prostˇred´ıch se ˇcasto projevuje tixotropie (rozpouˇstˇen´ı gel˚u na sol) nebo mikroproudˇen´ı (cirkulace) tekutiny. Toto mikroproudˇen´ı vnˇe i uvnitˇr bunˇek m˚uˇze ovlivˇnovat nˇekter´e biologick´e pochody. 2.4 Bezpeˇcnost ultrazvuku Pro diagnostick´e aplikace ultrazvuku je celosvˇetovˇe doporuˇcov´an tzv. prin- cip ALARA (z angl. As Low As Reasonably Achievable). Princip se d´a interpretovat asi takto: Pouˇzit´a intenzita ani doba vyˇsetˇren´ı by nemˇela pˇrekroˇcit hodnotu nezbytnˇe ” nutnou k z´ısk´an´ı poˇzadovan´e diagnostick´e informace.“ (Hrazdira, 2003). Pro tyto ´uˇcely se zav´adˇej´ı dva indexy, kter´e souvisej´ı s potenci´aln´ımi rizikov´ymi faktory: tepeln´y ´uˇcinek ultrazvuku (tepeln´y index) a kavitace (mechanick´y index). Tepeln´y index (TI) se deﬁnuje jako pomˇer celkov´eho pouˇzit´eho akustick´eho v´ykonu pˇr´ıstroje k v´ykonu, kter´y vyvol´a zv´yˇsen´ı tep- ◦ loty tk´anˇe o 1 C za nejm´enˇe v´yhodn´ych podm´ınek odvodu tepla. Teplotn´ı rizika obvykle nast´avaj´ı pˇri hodnotˇe teplotn´ıho indexu TI > 4. Pro oko mo- hou nastat komplikace jiˇz pˇri hodnot´ach TI > 1. Tepeln´e indexy se rozliˇsuj´ı podle typu ozvuˇcovan´e tk´anˇe: • Index mˇekk´ych tk´an´ı (Soft Tissue Thermal Index – TIS): Informuje o riziku vzr˚ustu teploty pˇri ozvuˇcov´an´ı mˇekk´ych tk´an´ıch. • Index lebeˇcn´ı kosti (Cranial Bone Thermal Index – TIC): Popisuje ri- ziko vzr˚ustu teploty pˇri ozvuˇcov´an´ı tk´an´ı v bl´ızkosti lebeˇcn´ı kosti. • Kostn´ı index (Bone Thermal Index – TIB): Informuje o riziku vzr˚ustu teploty pˇri fokusaci ultrazvuku na rozhran´ı mˇekk´a tk´aˇn-kost.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 34 Mechanick´y index (MI) vych´az´ı ze skuteˇcnosti, ˇze kavitace je prahov´ym jevem z´avisl´ym na druhu ozvuˇcovan´e tk´anˇe a na frekvenci aplikovan´ych ultrazvukov´ych vln. Hodnota mechanick´eho indexu informuje o relativn´ı moˇznosti vzniku kolapsov´e kavitace a vypoˇc´ıt´a se jako pomˇer negativn´ı am- plitudy akustick´eho tlaku a druh´e odmocniny pouˇzit´e frekvence ultrazvuku. p MI = √ (2.13) f Kde: p : amplituda akustick´eho tlaku v MPa f : frekvence ultrazvuku v MHz Rizika mohou obvykle nastat pˇri hodnot´ach mechanick´eho indexu MI > 1,9. Pro oko pak pro hodnoty MI > 0,2. 2.5 Doppler˚uv jev 8 Jako Doppler˚uv jev je oznaˇcov´ana zmˇena detekovan´e frekvence vlnˇen´ı oproti konstantn´ı vys´ılan´e frekvenci, ke kter´e doch´az´ı pˇri vz´ajemn´em po- hybu zdroje a pˇrij´ımaˇce vln. Vysvˇetlen´ı Dopplerova jevu je pomˇernˇe jedno- duch´e: Pohybuje-li se zdroj vlnˇen´ı smˇerem k pozorovateli (pˇr´ıp. pozorovatel smˇerem ke zdroji), potom pozorovatel vn´ım´a vyˇsˇs´ı frekvenci vlnˇen´ı, neˇz je skuteˇcn´a vys´ılac´ı frekvence zdroje. Pokud se zdroj vlnˇen´ı naopak pohybuje smˇerem od pozorovatele (pˇr´ıp. pozorovatel od zdroje), potom pozorovatel vn´ım´a niˇzˇs´ı frekvenci vlnˇen´ı, neˇz je skuteˇcn´a vys´ılac´ı frekvence zdroje. Tato zmˇena frekvence je zp˚usobena nahuˇst ’ov´an´ım, resp. zˇred ’ov´an´ım vlnoploch vlnˇen´ı ve smˇeru pohybu zdroje nebo pozorovatele (viz obr´azek 2.4b). Jsou-li v˚uˇci sobˇe zdroj vlnˇen´ı i pozorovatel v klidu, potom k ˇz´adn´e zmˇenˇe vn´ıman´e frekvence nedoch´az´ı (viz obr´azek 2.4a). Matematicky lze Doppler˚uv jev po- psat obecnou rovnic´ı: c ± u 0 f = f (2.14) c ∓ v 8 Naz´yvan´y podle rakousk´eho matematika a fyzika Ch. A. Dopplera.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 35 (a) (b) Obr´azek 2.4: (a) Jsou-li v˚uˇci sobˇe zdroj vlnˇen´ı i pozorovatel v klidu, potom nedoch´az´ı k ˇz´adn´e zmˇenˇe vn´ıman´e frekvence. (b) Pˇri vz´ajemn´em pohybu zdroje vlnˇen´ı nebo po- zorovatele doch´az´ı ke zmˇenˇe frekvence vlnˇen´ı oproti konstantn´ı vys´ılan´e frekvenci. Zmˇena frekvence je zp˚usobena nahuˇst ’ov´an´ım, resp. zˇred ’ov´an´ım vlnoploch vlnˇen´ı ve smˇeru pohybu zdroje nebo pozorovatele. Kde: f : skuteˇcn´a frekvence zdroje vlnˇen´ı f 0 : pozmˇenˇen´a frekvence, kterou vn´ım´a pozorovatel c : vektor rychlosti ˇs´ıˇren´ı vlnˇen´ı prostˇred´ım v : vektor rychlosti pohybu zdroje vlnˇen´ı u : vektor rychlosti pohybu pozorovatele Znam´enka v ˇcitateli a jmenovateli zlomku rovnice 2.14 urˇc´ıme z teorie Dopplerova jevu podle tabulky 2.3. Vz´ajemn´y pohyb zdroje vlnˇen´ı a pozo- 0 rovatele smˇerem k sobˇe mus´ı v´est ke zv´yˇsen´ı vn´ıman´e frekvence (f > f); vz´ajemn´y pohyb zdroje a pozorovatele smˇerem od sebe vede ke sn´ıˇzen´ı 0 vn´ıman´e frekvence (f < f). Na z´avˇer je d˚uleˇzit´e poznamenat, ˇze Doppler˚uv jev nast´av´a nejen u ul- trazvukov´eho vlnˇen´ı, ale ve vˇetˇs´ı, ˇci menˇs´ı m´ıˇre u kaˇzd´eho mechanick´eho i elektromagnetick´eho vlnˇen´ı (napˇr. modr´y a rud´y posuv z´aˇren´ı hvˇezd). 2.5.1 Aplikace Dopplerova jevu V l´ekaˇrsk´e diagnostice nach´azej´ı dopplerovsk´e metody ˇsirok´e uplatnˇen´ı. Slouˇz´ı nejen k mˇeˇren´ı rychlosti a pr˚utoku krve c´evami a srdcem, ale vyuˇz´ıvaj´ı","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 36 Tabulka 2.3: Z´apis znam´enek v rovnici Dopplerova jevu. Smˇer pohybu Rychlost Frekvence 0 pohyb pozorovatele smˇerem ke zdroji +u f > f 0 pohyb pozorovatele smˇerem od zdroje −u f < f 0 pohyb zdroje smˇerem od pozorovatele +v f < f 0 pohyb zdroje smˇerem k pozorovateli −v f > f se tak´e k diagnostice pohyb˚u srdeˇcn´ı stˇeny (stanoven´ı tepov´e frekvence), srdeˇcn´ıch chlopn´ı, c´evn´ıch stˇen, nebo k vyˇsetˇren´ı peristaltick´ych pohyb˚u stˇen tr´av´ıc´ı trubice. Na mˇeˇren´e tˇeleso se nech´a dopadat ultrazvukov´e vlnˇen´ı o urˇcit´e kon- stantn´ı frekvenci f . Pokud je mˇeˇren´e tˇeleso v klidu, pak se frekvence od- v raˇzen´eho ultrazvuku nezmˇen´ı a dopplerovsk´y pˇr´ıstroj vyhodnot´ı nulovou rychlost pohybu. Pˇri pohybu tˇelesa se ultrazvuk odr´aˇz´ı s pozmˇenˇenou frek- venc´ı f : d 2f v cos θ v f = (2.15) d c Kde: c : rychlost ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku prostˇred´ım f v : frekvence vlnˇen´ı vys´ılan´a zdrojem f d : frekvence odraˇzen´eho vlnˇen´ı Pohyb tˇelesa ve smˇeru ˇs´ıˇren´ı ultrazvukov´ych vln sniˇzuje frekvenci odraˇzen´eho vlnˇen´ı; pohyb tˇelesa proti smˇeru ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku zvyˇsuje frekvenci odraˇze- n´ych ultrazvukov´ych vln. Rozd´ıl mezi kmitoˇctem vys´ılan´eho a pˇrij´ıman´eho sign´alu (tzv. dopplerovsk´y posuv) je ve v´ysledku ´umˇern´y rychlosti pohybu mˇeˇren´eho tˇelesa v: f c d v = (2.16) 2f cos θ v ´ Uhel θ (tzv. dopplerovsk´y ´uhel) v rovnic´ıch 2.15 a 2.16 je ´uhel, kter´y sv´ır´a smˇer vys´ılan´eho ultrazvukov´eho vlnˇen´ı s vektorem rychlosti pohybu","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 37 (a) (b) Obr´azek 2.5: (a) Rychlost pohybu v je ´umˇern´a rozd´ılu vys´ılan´e (f v ) a detekovan´e (f d ) frek- vence ultrazvukov´ych vln a z´avis´ı tak´e na velikosti dopplerovsk´eho ´uhlu θ, kter´y sv´ır´a smˇer vys´ılan´eho ultrazvukov´eho vlnˇen´ı s vektorem rychlosti pohybu mˇeˇren´eho tˇelesa. (b) Kritick´e nadhodnocen´ı (>20 %) namˇeˇren´e rychlosti vznik´a pˇredevˇs´ım pˇri dopplerovsk´ych ´uhlech θ ◦ vyˇsˇs´ıch neˇz 60 . mˇeˇren´eho tˇelesa (viz obr´azek 2.5a). Velikost dopplerovsk´eho ´uhlu je z´asadn´ı pro pˇresn´e stanoven´ı rychlosti pohybu. Kritick´e nadhodnocen´ı (>20 %) namˇeˇren´e rychlosti pohybu (rovnice 2.16) vznik´a pˇredevˇs´ım pˇri dopple- ´ ◦ ◦ rovsk´ych ´uhlech θ > 60 (viz obr´azek 2.16b). Uhel 60 je proto mezin´arodnˇe uzn´av´an jako maxim´aln´ı ´uhel doporuˇcen´y pro dopplerovsk´a mˇeˇren´ı. Pˇri mˇeˇren´ı rychlosti pr˚utoku krve c´evami se vyuˇz´ıv´a zpˇetn´eho rozptylu ultrazvukov´eho vlnˇen´ı od krevn´ıch element˚u, zejm´ena pak od ˇcerven´ych krvinek, vzhledem k jejich velikosti a poˇctu. Pˇritom plat´ı, ˇze amplituda odraˇzen´e ultrazvukov´e vlny je ´umˇern´a druh´e mocninˇe celkov´eho poˇctu odraˇzeˇc˚u. U ostatn´ıch aplikac´ı se ultrazvuk odr´aˇz´ı od pohybuj´ıc´ı se srdeˇcn´ı stˇeny nebo chlopnˇe, pˇr´ıp. od pulsuj´ıc´ıch c´evn´ıch stˇen nebo stˇen tr´av´ıc´ı tru- bice. Frekvence vys´ılan´eho ultrazvuku se ve vˇsech pˇr´ıpadech obvykle vol´ı tak, aby rozd´ılov´y kmitoˇcet (dopplerovsk´y frekvenˇcn´ı posun) leˇzel v ob- lasti slyˇsiteln´eho zvuku, kter´y se pˇren´aˇs´ı do reproduktoru pˇr´ıstroje. Zvu- kov´y sign´al t´ımto bˇehem vyˇsetˇren´ı velmi napom´ah´a obsluhuj´ıc´ımu person´alu v akustick´em monitorov´an´ı, kdy v´yˇska t´onu odpov´ıd´a rychlosti proudˇen´ı (pˇr´ıp. rychlosti pohybu stˇen) a jeho intenzita je ´umˇern´a mnoˇzstv´ı odraˇzeˇc˚u.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 38 Z dopplerovsk´eho mˇeˇren´ı rychlosti lze pˇribliˇznˇe urˇcit tak´e objemov´y pr˚utok Q krve plochou pr˚uˇrezu c´evy S: ¯ vS Q = (2.17) cos θ 2 Plocha pr˚uˇrezu c´evy se nejˇcastˇeji pˇredpokl´ad´a tvaru kruhu (S = πr ). Od- chylky od tohoto tvaru a nepˇresnosti pˇri stanoven´ı rozmˇeru c´evy ovˇsem mo- hou v´est ke znaˇcn´ym chyb´am namˇeˇren´eho pr˚utoku. V rovnici 2.17 si tak´e vˇsimnˇeme, ˇze pro v´ypoˇcet objemov´eho toku je nutn´e zn´at stˇredn´ı rychlost toku krve v cel´em pr˚uˇrezu c´evy. Za optim´aln´ıch podm´ınek by tato podm´ınka vyˇzadovala oz´aˇren´ı cel´e pr˚uˇrezov´e plochy c´evy ultrazvukem. To vˇsak nen´ı vˇzdy moˇzn´e. Probl´em nast´av´a napˇr. u dospˇel´ych jedinc˚u pˇri mˇeˇren´ı pr˚utoku krve srdcem a velk´ymi tepnami, kdy ultrazvukov´y paprsek vyzaˇrovan´y son- dou nepokryje celou plochu srdce nebo c´evy. Pro velmi pˇresn´a mˇeˇren´ı je proto nutn´e prov´adˇet mˇeˇren´ı v oblastech s relativnˇe ploch´ym proﬁlem proudˇen´ı, kde je rychlost toku krve v kaˇzd´em m´ıstˇe pr˚uˇrezu c´evy prakticky stejn´a. Tato podm´ınka je splnˇena pˇredevˇs´ım ve velk´ych tepn´ach v bl´ızkosti srdce. V perifern´ıch tepn´ach z´ısk´av´a rychlostn´ı proﬁl proudˇen´ı krve sp´ıˇse parabolick´y charakter a pˇresnost mˇeˇren´ı se v´yraznˇe sniˇzuje. 2.6 Diagnostick´y ultrazvuk V r˚uzn´ych aplikac´ıch ultrazvuku v praxi se m˚uˇzeme setkat s mnoha odliˇsn´ymi metodami mˇeˇren´ı. V medic´ınsk´ych aplikac´ıch se nejˇcastˇeji pouˇz´ıv´a metoda pr˚uchodu a metoda odrazu: • Metoda pr˚uchodu: Je zaloˇzena na pr˚uchodu ultrazvukov´ych vln vyˇsetˇro- van´ym prostˇred´ım, pˇriˇcemˇz jednou sondou je ultrazvuk vys´ıl´an a dru- hou, kter´a je um´ıstˇena souose na protilehl´e stranˇe, je pˇrij´ım´an. Metoda je vhodn´a k vyˇsetˇrov´an´ı zmˇeny ´utlumu ultrazvuku (napˇr. vyˇsetˇrov´an´ı stavu kost´ı pˇri tzv. kostn´ı denzitometrii). • Metoda odrazu: Je dnes nejpouˇz´ıvanˇejˇs´ı metodou ultrazvukov´eho mˇeˇren´ı. Ultrazvukov´a sonda vys´ıl´a do vyˇsetˇrovan´eho prostˇred´ı ultrazvukov´e vlnˇen´ı, kter´e se po odrazu od rozhran´ı uvnitˇr prostˇred´ı vrac´ı zpˇet","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 39 do t´ehoˇz elektroakustick´eho mˇeniˇce v sondˇe nebo do jin´eho mˇeniˇce um´ıstˇen´eho ve stejn´e nebo oddˇelen´e pˇrij´ımac´ı sondˇe. Metoda m´a nepo- stradateln´y v´yznam v l´ekaˇrsk´e diagnostice. Ultrazvukov´a diagnostika vyuˇz´ıv´a pˇredevˇs´ım metody zaloˇzen´e na odra- zech ultrazvukov´ych vln od rozhran´ı r˚uznˇe hust´ych prostˇred´ı, tj. od roz- hran´ı prostˇred´ı s r˚uznou akustickou impedanc´ı (viz kapitola 2.1.2). Plat´ı, ˇze ˇc´ım je rozd´ıl akustick´ych impedanc´ı prostˇred´ı vˇetˇs´ı, t´ım vˇetˇs´ı je intenzita odraˇzen´eho ultrazvuku (viz kapitola 2.1.4). Diagnostick´ym ultrazvukem m˚uˇzeme vyˇsetˇrovat prakticky vˇsechny tˇeln´ı org´any, kromˇe org´an˚u naplnˇen´ych vzduchem (napˇr. stˇreva nebo pl´ıce). Pˇri dopadu ultrazvukov´ych vln na rozhran´ı tk´aˇn-vzduch totiˇz doch´az´ı k velmi intenzivn´ımu (aˇz tot´aln´ımu) odrazu a jen velmi mal´a ˇc´ast ener- gie vlnˇen´ı proch´az´ı pˇres rozhran´ı do plynn´eho prostˇred´ı. Probl´em nast´av´a tak´e pˇri vyˇsetˇren´ı org´an˚u, kter´e leˇz´ı v tzv. akustick´em st´ınu kompaktn´ıch struktur (napˇr. kalciﬁkace, kosti nebo konkrementy). Tak´e v tomto pˇr´ıpadˇe doch´az´ı na rozhran´ı pevn´e a mˇekk´e tk´anˇe k velmi v´yrazn´emu odrazu ultra- zvukov´ych vln, kter´y sniˇzuje pr˚uchod vlnˇen´ı do vˇetˇs´ıch hloubek tk´anˇe. Diagnostick´e ultrazvuky pracuj´ı pˇredevˇs´ım s ultrazvukov´ym vlnˇen´ım o frekvenci od 1 do asi 20 MHz. Vyˇsˇs´ı frekvence obvykle vedou k lepˇs´ı rozliˇsovac´ı schopnosti pˇr´ıstroje; na druh´e stranˇe jsou ultrazvukov´e vlny s vyˇsˇs´ı frekvenc´ı ve tk´ani v´ıce absorbov´any a maj´ı menˇs´ı schopnost pene- trace do hloubky tk´anˇe. Obecnˇe plat´ı, ˇze sondy s niˇzˇs´ı frekvenc´ı jsou vhodn´e k vyˇsetˇren´ı org´an˚u leˇz´ıc´ıch v hloubce, zat´ımco sondami s vysokou frekvenc´ı je moˇzn´e vyˇsetˇrovat pouze org´any uloˇzen´e tˇesnˇe pod k˚uˇz´ı. Probl´emy s rozd´ıln´ym zeslaben´ım ultrazvuku o konstantn´ı frekvenci v r˚uzn´ych hloubk´ach tk´anˇe vedou k probl´em˚um, ˇze odrazy vznikaj´ıc´ı na stejn´ych akustick´ych rozhran´ıch, ale v r˚uzn´ych hloubk´ach tk´anˇe, ne- budou d´avat stejnˇe intenzivn´ı sign´aly. Kompenzace ztr´aty intenzity sign´al˚u pˇr´ıch´azej´ıc´ıch z vˇetˇs´ıch hloubek se ˇreˇs´ı v´ypoˇcetnˇe pˇr´ımo v ultrazvukov´ych pˇr´ıstroj´ıch tzv. hloubkov´ym vyrovn´av´an´ım: napˇr. techniky TGC (z angl. Time Gain Control – ˇcasov´a kompenzace zisku) nebo DGC (z angl. Depth Gain Control – hloubkov´a kompenzace zisku). V´ysledkem je rovnomˇern´e rozloˇzen´ı jasu v cel´em ultrazvukov´em obraze.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 40 2.7 A-m´od Nejjednoduˇsˇs´ı modalitou ultrazvukov´eho obrazu je jednorozmˇern´y A-m´od (z angl. Amplitude). Tento m´od zaznamen´av´a amplitudy (v´ychylky) elek- trick´ych sign´al˚u vznikl´ych na pˇrij´ımac´ım mˇeniˇci po detekci ultrazvukov´ych odraz˚u na jednotliv´ych rozhran´ıch. Polohy v´ychylek v obraze odpov´ıdaj´ı m´ıst˚um odrazu ultrazvuku ve tk´ani; velikost amplitudy v´ychylek informuje o mnoˇzstv´ı odraˇzen´e akustick´e energie (viz obr´azek 2.6). S A-m´odem se dnes jeˇstˇe m˚uˇzeme setkat napˇr. v oftalmologii. Obr´azek 2.6: A-m´od zobrazen´ı: Odrazy ultrazvukov´ych vln od akustick´ych rozhran´ı vytv´aˇrej´ı jednorozmˇern´y sign´al v´ychylek. Polohy v´ychylek v obraze odpov´ıdaj´ı m´ıst˚um odrazu ultrazvuku ve tk´ani; velikost amplitudy v´ychylek informuje o mnoˇzstv´ı odraˇzen´e akustick´e energie. 2.8 B-m´od B-zobrazen´ı (z angl. Brightness – jas) poskytuje dvourozmˇern´y obraz zkou- man´e oblasti v podobˇe svˇeteln´ych bod˚u (pixel˚u) na obrazovce. Jas kaˇzd´eho bodu odpov´ıd´a intenzitˇe elektrick´ych sign´al˚u generovan´ych pˇrij´ımac´ım mˇe- ˇ niˇcem, tedy velikosti odraz˚u ultrazvukov´ych vln. C´ım je odraz vˇetˇs´ı, t´ım je pˇr´ısluˇsn´y pixel obrazu svˇetlejˇs´ı. Pro zobrazen´ı jednotliv´ych pixel˚u na obra- zovce se obvykle pouˇz´ıv´a ˇsk´ala ˇsedi o 256 odst´ınech. U modern´ıch ultrazvu- kov´ych pˇr´ıstroj˚u se lze setkat i s volitelnou barevnou ˇsk´alou. Poloha kaˇzd´eho pixelu v obraze odpov´ıd´a m´ıstu odrazu ultrazvukov´eho paprsku v mˇeˇren´e oblasti. Pouˇz´ıvaj´ı se sondy s mnoha mˇeniˇci, kter´e vytv´aˇrej´ı v´ıce ultrazvukov´ych paprsk˚u souˇcasnˇe. Uspoˇr´ad´an´ı mˇeniˇc˚u v ultrazvukov´e sondˇe urˇcuje tak´e geometrii v´ysledn´eho obrazu. Bˇeˇznˇe se pouˇz´ıvaj´ı line´arn´ı","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 41 sondy (pravo´uhl´y obraz), sektorov´e sondy (sektorov´y obraz) a konvexn´ı sondy (kombinace pravo´uhl´eho a sektorov´eho obrazu) – viz kapitola 2.15. Princip vzniku ultrazvukov´eho B-obrazu je na obr´azku 2.7. Kromˇe bˇeˇzn´eho dynamick´eho B-zobrazen´ı se lze v medic´ınsk´e praxi ˇcasto setkat tak´e se statick´ym 3D zobrazen´ım nebo dynamick´ym 3D zobrazen´ım v re´aln´em ˇcase (tzv. 4D zobrazen´ı), kter´e dok´aˇze zaznamenat pohyb v zobra- zovan´e oblasti. Trojrozmˇern´e zobrazen´ı se realizuje poˇc´ıtaˇcovou rekonstrukc´ı ze s´erie mnoha B-obraz˚u nebo pomoc´ı tzv. 3D ultrazvukov´ych sond, kter´e jsou vhodn´e tak´e pro zobrazen´ı ˇcasov´eho v´yvoje trojrozmˇern´eho obrazu. Obr´azek 2.7: B-m´od zobrazen´ı: Odrazy ultrazvukov´ych vln od akustick´ych rozhran´ı vytv´aˇrej´ı dvourozmˇern´y obraz sloˇzen´y z jednotliv´ych svˇeteln´ych bod˚u. Jas kaˇzd´eho bodu odpov´ıd´a velikosti odraz˚u ultrazvukov´ych vln; poloha kaˇzd´eho pixelu v obraze odpov´ıd´a m´ıstu odrazu ultrazvukov´eho paprsku v mˇeˇren´e oblasti. 2.8.1 Echogenita tk´an´ı Amplituda detekovan´e ultrazvukov´e vlny reprezentuje m´ıru odrazu ultra- zvuku v objemov´em elementu (voxelu) tk´anˇe a urˇcuje stupeˇn jasu obra- zov´eho bodu (pixelu). Podle velikosti odrazu a v´ysledn´eho jasu stanovujeme tzv. echogenitu (odrazivost) jednotliv´ych struktur. Rozliˇsujeme: • Hyperechogenn´ı struktury: Vykazuj´ı siln´e odrazy ultrazvuku a jsou zob- razeny jasn´ymi/b´ıl´ymi pixely. Napˇr. kosti, kalciﬁkace, konkrementy, aj. • Hypoechogenn´ı struktury: Vykazuj´ı slab´e odrazy ultrazvuku a jsou zob- razeny tmav´ymi/ˇsed´ymi pixely. Napˇr. mˇekk´e tk´anˇe, nˇekter´a patolo- gick´a loˇziska, aj.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 42 • Anechogenn´ı struktury: Jsou zobrazeny bez jasu/ˇcern´ymi pixely. Napˇr. homogenn´ı struktury, tekutiny, aj. • Izoechogenn´ı struktury: Jsou r˚uzn´e struktury, kter´e maj´ı stejnou echo- genitu (jas) jako jejich okol´ı. Echogenitu tk´anˇe lze zv´yˇsit pomoc´ı kontrastn´ıch l´atek. Typicky se jedn´a o mikrobubliny plynu (napˇr. vzduch, tˇekav´e uhlovod´ıky), kter´e se vpravuj´ı do tˇela. Mikrobubliny mohou b´yt voln´e nebo tzv. enkapsulov´e, uzavˇren´e ve vhodn´em obalu nejˇcastˇeji z biopolymeru. Pro zv´yˇsen´ı kontrastu tk´anˇe se kontrastn´ı l´atky v´aˇzou na vhodn´y ligand, kter´y vytv´aˇr´ı speciﬁckou vazbu s urˇcitou tk´an´ı. 2.9 C-m´od Kromˇe dvourozmˇern´eho B-m´odu existuje jeˇstˇe speci´aln´ı C-zobrazen´ı, kter´ym lze zaznamenat ploˇsn´y ˇrez vyˇsetˇrovanou oblast´ı v urˇcit´e hloubce. K vy- tvoˇren´ı C-obrazu jsou potˇreba ultrazvukov´e sondy tvoˇren´e dvourozmˇern´ym polem mˇeniˇc˚u. Nejˇcastˇeji se C-obraz sn´ım´a jako ploˇsn´y ˇrez zkouman´ym prostˇred´ım, kter´y je rovnobˇeˇzn´y s rovninou pole mˇeniˇc˚u (viz obr´azek 2.8). Poˇc´ıtaˇcovou rekonstrukc´ı lze navrstven´ım C-sn´ımk˚u z r˚uzn´ych hloubek na sebe sestavit trojrozmˇern´y 3D model zkouman´e oblasti. C-m´od nal´ez´a uplatnˇen´ı hlavnˇe v technick´ych aplikac´ıch. V medic´ınˇe se t´emˇeˇr nepouˇz´ıv´a. Obr´azek 2.8: C-m´od zobrazen´ı: V´ysledkem je ploˇsn´y ˇrez vyˇsetˇrovanou oblast´ı v urˇcit´e hloubce. Nejˇcastˇeji se C-obraz sn´ım´a jako ploˇsn´y ˇrez zkouman´ym prostˇred´ım, kter´y je rovnobˇeˇzn´y s rovninou dvourozmˇern´eho pole mˇeniˇc˚u sondy.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 43 2.10 Dopplerovsk´e zobrazen´ı (D-m´od) Dopplerovsk´e zobrazen´ı (D-m´od) se vyuˇz´ıv´a k mˇeˇren´ı rychlosti pohybu po- hybliv´ych struktur. Nejjednoduˇsˇs´ı dopplerovsk´e pˇr´ıstroje (tzv. spektr´aln´ı) zaznamen´avaj´ı rychlost pouze jednorozmˇern´ym zp˚usobem, pod´el jedin´eho ultrazvukov´eho svazku, a rozliˇsuj´ı se na dva typy: impulzn´ı nebo kontinu´aln´ı dopplery. V´ysledkem obou metod je spektr´aln´ı kˇrivka rychlosti. Sloˇzitˇejˇs´ı dopplerovsk´e syst´emy (tzv. barevn´e) umoˇzˇnuj´ı zaznamenat rychlost a smˇer pohybu ve dvou rozmˇerech (v tzv. barevn´em oknˇe). Dopplerovsk´e sign´aly jsou z´ısk´av´any pod´el mnoha ultrazvukov´ych paprsk˚u podobnˇe jako u dvou- rozmˇern´eho B-zobrazen´ı. Posledn´ı skupinu dopplerovsk´ych syst´emu tvoˇr´ı tzv. power dopplery (energetick´e dopplery), kter´e nezaznamen´avaj´ı smˇer, ale velikost (energii) toku. 2.10.1 Impulzn´ı dopplerovsk´e syst´emy Impulzn´ı (Pulsed Wave – PW) dopplerovsk´e syst´emy pracuj´ı s ultrazvu- kov´ym sign´alem v podobˇe impulz˚u. K vys´ıl´an´ı i pˇr´ıjmu sign´alu slouˇz´ı pouze ˇ jeden piezoelektrick´y mˇeniˇc. Cetnost ultrazvukov´ych impulz˚u (doba mezi dvˇema po sobˇe jdouc´ımi impulzy) je d´ana tzv. opakovac´ı (vzorkovac´ı) frek- venc´ı, kter´a je omezena pouze dobou potˇrebnou k tomu, aby vyslan´y impulz dos´ahl mˇeˇren´eho m´ısta (tzv. vzorkovac´ı objem) a po odrazu se vr´atil zpˇet ˇ k mˇeniˇci. Casov´a prodleva mezi vysl´an´ım impulzu a jeho zachycen´ım po od- razu urˇcuje hloubku, ve kter´e je moˇzn´e rychlost pohybu mˇeˇrit (viz obr. 2.9). Velikost vzorkovac´ıho objemu je urˇcena d´elkou vys´ılan´eho impulzu. Impulzn´ı dopplery se v medic´ınˇe vyuˇz´ıvaj´ı pˇredevˇs´ım k mˇeˇren´ı rych- losti a odliˇsen´ı charakteru krevn´ıho toku (lamin´arn´ı nebo turbulentn´ı). Na spektr´aln´ı kˇrivce se lamin´arn´ı proudˇen´ı projevuje uspoˇr´adan´ym cha- rakterem spektra, zat´ımco turbulentn´ı proudˇen´ı se ve spektru vyznaˇcuje naprostou vektorovou i energetickou nejednotnost´ı (chaotick´e uspoˇr´ad´an´ı spektra). Akustickou kontrolou je lamin´arn´ı proudˇen´ı indikov´ano melo- dick´ym zvukem o r˚uzn´e frekvenci, zat´ımco turbulentn´ı proudˇen´ı se projevuje hrˇciv´ym“ nebo haraˇsiv´ym“ t´onem. Pˇri vyˇsetˇrov´an´ı rychlosti krevn´ıho toku ” ” v c´ev´ach je ˇz´adouc´ı, aby velikost vzorkovac´ıho objemu pokryla cel´y pr˚umˇer vyˇsetˇrovan´e c´evy.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 44 Nev´yhodou impulzn´ıch dopplerovsk´ych syst´em˚u je existence maxim´aln´ı mˇeˇriteln´e rychlosti pohybu, kter´a je d´ana dopplerovsk´ym frekvenˇcn´ım po- suvem, a kter´a souvis´ı s opakovac´ı frekvenc´ı vys´ıl´an´ı impulz˚u. Maxim´aln´ı mˇeˇriteln´y frekvenˇcn´ı posuv, a tedy i maxim´aln´ı mˇeˇriteln´a rychlost pohybu, odpov´ıd´a tzv. Nyquistovu limitu (viz kapitola 1.5). Pˇri pˇrekroˇcen´ı Nyquis- tova limitu se v obraze zaˇcne projevovat aliasing artefakt – rychlosti vyˇsˇs´ı neˇz maxim´aln´ı mˇeˇriteln´a rychlost se objev´ı v opaˇcn´e ˇc´asti grafu a jsou chybnˇe vyhodnoceny jako tok s opaˇcn´ym smˇerem proudˇen´ı. Plat´ı, ˇze ˇc´ım vyˇsˇs´ı opakovac´ı frekvenci impulz˚u zvol´ıme, t´ım vyˇsˇs´ı frekvenci odraˇzen´ych ultrazvukov´ych vln m˚uˇzeme detekovat, a t´ım vyˇsˇs´ı rychlosti pohybu m˚uˇzeme v dan´em vzorkovac´ım objemu mˇeˇrit. Na druhou stranu se zv´yˇsen´ım opako- vac´ı frekvence omez´ı hloubka, do kter´e je moˇzn´e zamˇeˇrit vzorkovac´ı objem. Pˇri rychlostech toku vyˇsˇs´ıch neˇz 4 m/s se jiˇz aliasing artefaktu zbavit ob- vykle nelze. Obr´azek 2.9: Kontinu´aln´ı (CW) a impulzn´ı (PW) dopplerovsk´e syst´emy. 2.10.2 Kontinu´aln´ı dopplerovsk´e syst´emy Kontinu´aln´ı (Continuous Wave – CW) dopplerovsk´e syst´emy pracuj´ı s kon- tinu´aln´ım ultrazvukov´ym sign´alem. Sign´al je neust´ale jedn´ım mˇeniˇcem","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 45 vys´ıl´an a druh´ym mˇeniˇcem detekov´an. Oba mˇeniˇce b´yvaj´ı v˚uˇci sobˇe sklonˇeny ve velmi tup´em ´uhlu, aby se vys´ılan´y i pˇrij´ıman´y ultrazvukov´y svazek pˇrekr´yvaly v tzv. citliv´e oblasti, ve kter´e lze rychlost pohybu mˇeˇrit. Dle konstrukce se CW dopplerovsk´e pˇr´ıstroje rozliˇsuj´ı na smˇerov´e nebo nesmˇerov´e. Nesmˇerov´e syst´emy poskytuj´ı informaci pouze o pr˚umˇern´e pr˚u- tokov´e rychlosti, bez moˇznosti smˇerov´eho rozliˇsen´ı, u smˇerov´ych syst´em˚u je moˇzn´e zaznamenat jak dopˇredn´e (pohyb smˇerem k sondˇe), tak i zpˇetn´e (pohyb smˇerem od sondy) toky krve. Protoˇze je ultrazvuk vys´ıl´an u CW syst´em˚u kontinu´alnˇe, neuplatˇnuje se zde opakovac´ı frekvence a neexistence Nyquistova limitu neomezuje ma- xim´aln´ı mˇeˇritelnou rychlost pohybu. Kontinu´aln´ı syst´emy tedy umoˇzˇnuj´ı mˇeˇrit libovolnˇe vysok´e rychlosti. Kontinu´aln´ı sign´al na druhou stranu ne- umoˇzˇnuje odliˇsit odrazy sign´alu z r˚uzn´ych hloubek. Kontinu´aln´ı syst´emy nejsou schopny detekovat sign´aly ze zvolen´eho vzorkovac´ıho objemu, jako tomu je u impulzn´ıch syst´em˚u, ale zaznamen´avaj´ı odraˇzen´e sign´aly v cel´e d´elce ultrazvukov´eho svazku. V´ysledn´y namˇeˇren´y sign´al tak m˚uˇze obsahovat informace o rychlosti z v´ıce c´ev souˇcasnˇe (viz obr´azek 2.9). Tyto syst´emy jsou proto vhodn´e pˇredevˇs´ım k detekci rychlosti krevn´ıho toku v c´ev´ach uloˇzen´ych v mal´e hloubce pod k˚uˇz´ı. 2.10.3 Barevn´e dopplerovsk´e syst´emy Barevn´e dopplerovsk´e syst´emy mˇeˇr´ı rychlost pohybu pomoc´ı nˇekolika ul- trazvukov´ych paprsk˚u s velk´ym poˇctem mˇeˇr´ıc´ıch vzorkovac´ıch objem˚u. V´ysledkem mˇeˇren´ı je dvourozmˇern´y B-obraz, pˇres kter´y je superponov´an barevn´y dopplerovysk´y sign´al rychlosti. Rychlost pohybu je vyhodnocov´ana pouze v deﬁnovan´em v´yˇrezu B-obrazu (tzv. barevn´e okno). Mˇeˇren´ı lze prov´est napˇr. tak, ˇze lich´e ultrazvukov´e paprsky tvoˇr´ı B-obraz a sud´e pa- prsky mˇeˇr´ı rychlost ve zvolen´em barevn´em oknˇe (viz obr´azek 2.10). Informace o rychlosti se pro kaˇzd´y pixel v oknˇe k´oduje barvou, kter´a nese informaci o smˇeru (napˇr. ˇcerven´a pro pohyb k sondˇe, modr´a pro po- hyb od sondy) i o velikosti rychlosti (sytost barvy). Nev´yhodou barevn´eho dopplera je n´ızk´a citlivost pro mal´e rychlosti a mal´e toky, velk´a v´ypoˇcetn´ı n´aroˇcnost a dlouh´a doba nutn´a ke vzniku barevn´eho obrazu. Nev´yhodou je rovnˇeˇz to, ˇze tyto syst´emy vyhodnocuj´ı pouze stˇredn´ı rychlosti toku.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 46 Obr´azek 2.10: Barevn´y doppler: Rychlost pohybu je mˇeˇrena pomoc´ı nˇekolika ultrazvu- kov´ych paprsk˚u s velk´ym poˇctem mˇeˇr´ıc´ıch vzorkovac´ıch objem˚u. V´ysledkem je dvou- rozmˇern´y ultrazvukov´y B-obraz, pˇres kter´y je superponov´an barevn´y dopplerovysk´y sign´al rychlosti. Rychlost pohybu je vyhodnocov´ana pouze v deﬁnovan´em barevn´em oknˇe. Nˇekter´e ultrazvukov´e paprsky tvoˇr´ı B-obraz, jin´e vyhodnocuj´ı rychlost pohybu. 2.10.4 Energetick´e dopplerovsk´e syst´emy Zobrazen´ı pomoc´ı power dopplerovsk´ych syst´em˚u poskytuje informaci o ener- gii toku, kter´a je ´umˇern´a druh´e mocninˇe rychlosti toku a poˇc´ıt´a se jako integr´al kˇrivky (plocha pod kˇrivkou). V´ysledkem mˇeˇren´ı nen´ı informace o smˇeru proudˇen´ı, ale pouze o velikosti toku. V´ysledek se zobrazuje ve zvo- len´em barevn´em oknˇe podobnˇe jako u barevn´eho dopplera. Velikost toku (vˇetˇs´ı nebo menˇs´ı tok) je obvykle k´odov´ana odst´ıny oranˇzov´e barvy. V´yhodou energetick´eho dopplera je jeho velmi vysok´a citlivost mˇeˇren´ı energie a t´emˇeˇr ´upln´a nez´avislost mˇeˇren´ı na ´uhlu mezi osou c´evy a smˇerem ultrazvukov´ych paprsk˚u. I pˇri kolm´e aplikaci ultrazvuku lze totiˇz ve vyˇse- tˇrovac´ı sondˇe vˇzdy nal´ezt nˇejak´e mˇeniˇce, kter´e sv´ıraj´ı se smˇerem toku krve ◦ trochu jin´y ´uhel neˇz 90 . V c´evˇe je tedy vˇzdy moˇzn´e namˇeˇrit jist´e nenulov´e rychlosti toku, kter´e po umocnˇen´ı a integraci poskytuj´ı dostateˇcnˇe velk´y sign´al velikosti (energie) toku. Metoda je tedy schopna zobrazit i velmi po- mal´e pr˚utoky a s v´yhodou se uplatˇnuje pˇri mˇeˇren´ı velikosti perfuze (prokr- ven´ı) vyˇsetˇrovan´e tk´anˇe nebo pˇri hodnocen´ı toku krve ve tk´an´ıch se sloˇzit´ymi ´ uhlov´ymi pomˇery.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 47 2.10.5 Tk´aˇnov´y doppler K zobrazen´ı pohybu tk´an´ı lze vyuˇz´ıt techniku tk´aˇnov´eho dopplera (Dopp- ler Tissue Imaging – DTI). Metoda je obdobou barevn´eho dopplerovsk´eho syst´emu, ale je uzp˚usobena pro detekci mal´ych rychlost´ı pohybu tk´anˇe ve srovn´an´ı s mnohem vyˇsˇs´ımi rychlostmi toku krve. Z obrazu rychlosti po- hybu lze usuzovat na velikost a rychlost deformace tk´anˇe. Metoda m˚uˇze b´yt kombinov´ana s M-zobrazen´ım a poskytuje tak nejen informaci o rychlosti pohybu tk´anˇe, ale tak´e rychlostn´ı proﬁl pohybu tk´anˇe ve smˇeru zvolen´eho ul- trazvukov´eho paprsku. Technika DTI se v praxi pˇr´ıliˇs neuplatˇnuje, ale lze se sn´ı setkat v kardiologick´ych aplikac´ıch nebo pˇri studiu pohybu c´ev. Metoda m´a stejn´e nev´yhody jako impulzn´ı dopplerovsk´e syst´emy. Zejm´ena ome- zen´ı souvisej´ıc´ı s opakovac´ı frekvenc´ı impulz˚u (Nyquist˚uv limit) a znaˇcn´a z´avislost namˇeˇren´ych v´ysledk˚u rychlosti pohybu na dopplerovsk´em ´uhlu. 2.11 M-m´od M-m´od (z angl. Motion – pohyb), pˇr´ıp. TM-m´od (z angl. Time Motion), je jednorozmˇern´e dynamick´e zobrazen´ı zkouman´e oblasti v ˇcase. Princip zob- razen´ı je podobn´y jako v pˇr´ıpadˇe A-zobrazen´ı (viz kapitola 2.7) – v´ysledn´y sign´al je z´ısk´an pod´el jedin´eho ultrazvukov´eho paprsku, ale kˇrivka v´ychylek se neust´ale pˇrekresluje v ˇcase se zvolenou frekvenc´ı. Nejmodernˇejˇs´ı syst´emy dok´aˇz´ı pracovat i s frekvencemi okolo 5000 Hz. Takto je moˇzn´e zaznamenat ˇcasov´e pr˚ubˇehy i velmi rychl´ych pohyb˚u ve vyˇsetˇrovan´e oblasti, jako je napˇr. pohyb srdeˇcn´ıch chlopn´ı. M-m´od se uplatˇnuje zejm´ena v echokardiograﬁi. 2.12 Hybridn´ı syst´emy Hybridn´ı syst´emy (duplexn´ı a triplexn´ı metody zobrazen´ı) jsou metody, kter´e poskytuj´ı obraz sloˇzen´y z v´ıce zobrazovac´ıch modalit souˇcasnˇe. Jako duplexn´ı metody jsou nejˇcastˇeji oznaˇcov´any metody dvourozmˇern´eho dy- namick´eho B-zobrazen´ı v kombinaci s pulzn´ım dopplerem. Dvourozmˇern´e dynamick´e zobrazen´ı poskytuje informace o morfologii vyˇsetˇrovan´e oblasti, pulzn´ı doppler umoˇzˇnuje mˇeˇrit rychlostn´ı spektrum toku ve zvolen´e c´evˇe.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 48 Oblast pro v´ypoˇcet rychlosti se vyznaˇcuje v B-obrazu pomoc´ı tzv. dopp- lerovsk´eho kurzoru (vzorkovac´ı objem), jehoˇz velikost i polohu lze mˇenit. Triplexn´ı metody v sobˇe kombinuj´ı tˇri modality: dynamick´e B-zobrazen´ı, spektr´aln´ı doppler a barevn´y doppler. 2.13 Harmonick´e zobrazen´ı Harmonick´e zobrazen´ı (Tissue Harmonic Imaging – THI) umoˇzˇnuje potlaˇcit slab´e artefaktn´ı sign´aly, kter´e vznikaj´ı pˇri pr˚uchodu ultrazvukov´eho vlnˇen´ı pˇredevˇs´ım v tukov´e tk´ani (tzv. efekt tukov´e tk´anˇe) nebo v oblastech vyplnˇen´ych tekutinou (napˇr. srdce, cysty). Siln´ym zdrojem artefaktn´ıch sign´al˚u jsou tak´e echokontrastn´ı l´atky. Ultrazvukov´e vlnˇen´ı o frekvenci f , vys´ılan´e sondou, se pˇri ˇs´ıˇren´ı tk´anˇemi 0 vlivem akustick´emu odporu tk´an´ı ˇc´asteˇcnˇe transformuje na vlny o vyˇsˇs´ıch harmonick´ych frekvenc´ıch: 2f , 3f , . . . Transformace je v´yraznˇejˇs´ı pro ul- 0 0 trazvukov´e vlny s velkou amplitudou, pro sign´aly s n´ızkou amplitudou je transformace podstatnˇe slabˇs´ı. Na tk´aˇnov´ych rozhran´ıch potom doch´az´ı nejen k odrazu z´akladn´ı frekvence ultrazvukov´e vlny (f ), ale tak´e k odrazu 0 vyˇsˇs´ıch harmonick´ych frekvenc´ı. Harmonick´e zobrazen´ı pracuje tak, ˇze jsou ultrazvukovou sondou detekov´any pouze odrazy ultrazvukov´ych vln obsa- huj´ıc´ı druh´e harmonick´e frekvence (2f ) a potlaˇceny odrazy, kter´e druh´e har- 0 monick´e frekvence neobsahuj´ı. V´ysledkem je jasnˇejˇs´ı a ˇcistˇejˇs´ı obraz s vyˇsˇs´ım prostorov´ym rozliˇsen´ım, kter´y umoˇzˇnuje pˇresnˇejˇs´ı diagnostiku. Pro harmonick´e zobrazen´ı je nutn´e pouˇz´ıt mˇeniˇce s ˇsirok´ym frekvenˇcn´ım rozsahem, kter´e umoˇzˇnuj´ı vys´ılat ultrazvuk o z´akladn´ı frekvenci f a pˇrij´ımat 0 odrazy s dvojn´asobnou frekvenc´ı 2f . V´ybˇer vhodn´eho rozsahu frekvenc´ı 0 pro vys´ıl´an´ı i detekci vln zajiˇst ’uj´ı vhodn´e p´asmov´e ﬁltry. 2.14 Compound imaging Je technika, kter´a vytv´aˇr´ı ultrazvukov´y obraz jako superpozici nˇekolika ob- raz˚u tk´anˇe nasn´ıman´ych z r˚uzn´ych ´uhl˚u. Technika je uˇziteˇcn´a zajm´ena u ob- jekt˚u se zakˇriven´ymi hranicemi, protoˇze pouze ultrazvukov´e vlny, kter´e do- padaj´ı kolmo na rozhran´ı se odr´aˇzej´ı zpˇet k mˇeniˇci a poskytuj´ı mˇeˇriteln´y","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 49 (a) (b) Obr´azek 2.11: (a) Harmonick´e zobrazen´ı: (b) Compound Imaging:. sign´al. Compound imaging lze vyuˇz´ıt u line´arn´ıch i zakˇriven´ych mˇeniˇc˚u. Vychylov´an´ı ultrazvukov´ych paprsk˚u do r˚uzn´ych smˇer˚u se prov´ad´ı elektro- nicky. Metoda zvyˇsuje kvalitu a rozliˇsen´ı obrazu a redukuje akustick´y ˇsum a v´yskyt nˇekter´ych obrazov´ych artefakt˚u. Nev´yhodou metody je ˇc´asteˇcn´a ztr´ata ˇcasov´eho rozliˇsen´ı a t´ım zhorˇsen´a moˇznost detekce pohybu, protoˇze v´ysledn´y sn´ımek je poˇc´ıt´an z nˇekolika sn´ımk˚u poˇr´ızen´ych za sebou. 2.15 Vyˇsetˇrovac´ı sondy Sondy slouˇz´ı pro vys´ıl´an´ı a pˇr´ıjem ultrazvukov´ych vln. Podle druhu pou- ˇzit´eho elektroakustick´eho mˇeniˇce se rozliˇsuj´ı sondy piezoelektrick´e a mag- netostrikˇcn´ı. D˚uleˇzit´e je, aby mˇeniˇc vyzaˇroval ultrazvuk pouze v jednom smˇeru, coˇz je zajiˇstˇeno mechanick´ym a elektrick´ym zatlumen´ım druh´e strany mˇeniˇce. Sondy mohou b´yt tvoˇreny jedin´ym mˇeniˇcem nebo v´ıce ele- menty, kter´e jsou uspoˇr´ad´any do skupin (tzv. apertura). Takov´e skupiny mˇeniˇc˚u jsou ve stejn´em okamˇziku buzeny elektrick´ymi pulzy a vytv´aˇrej´ı poˇzadovan´e ultrazvukov´e pole. Stejn´e skupiny mˇeniˇc˚u n´aslednˇe pˇrij´ımaj´ı odraˇzen´e ultrazvukov´e vlny (echa). Podle geometrick´eho tvaru ultrazvu- kov´eho pole a obrazu, kter´y poskytuj´ı, rozliˇsujeme sondy line´arn´ı, sekto- rov´e, konvexn´ı a speci´aln´ı. Obecn´e sch´ema konstrukce ultrazvukov´e sondy je na obr´azku 2.12.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 50 Elektroakustick´e mˇeniˇce v ultrazvukov´ych sond´ach pracuj´ı stˇr´ıdavˇe jako vys´ılaˇc a pˇrij´ımaˇc ultrazvuku. Takov´e mˇeniˇce pak asi 99,5 % provozn´ı doby pˇrij´ımaj´ı odrazy ultrazvuku a v pouh´ych 0,5 % doby ultrazvuk vys´ılaj´ı. V homogenn´ım prostˇred´ı plat´ı, ˇze ze souˇcinu rychlosti ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku a ˇcasov´eho rozd´ılu mezi vysl´an´ım impulzu a z´aznamem echa lze vypoˇc´ıtat dr´ahu, kterou ultrazvukov´y impulz v prostˇred´ı urazil. Polovina t´eto dr´ahy (vlna mus´ı urazit cestu tam i zpˇet) potom urˇcuje pˇresnou vzd´alenost mezi ultrazvukovou sondou a strukturou, od kter´e se sign´al odrazil. Pˇred pouˇzit´ım je nutn´e na sondu nebo na povrch vyˇsetˇrovan´eho m´ısta nan´est vrstvu speci´aln´ıho gelu, kter´y umoˇzˇnuje pˇrenos ultrazvukov´ych vln a nav´ıc usnadˇnuje pohyb sondy po povrchu objektu. Kdyby byl v prostoru mezi sondou a povrchem objektu pouze vzduch, vytvoˇril by bari´eru, od kter´e se ultrazvuk odr´aˇz´ı zpˇet a neˇs´ıˇr´ı se d´ale do objektu. Ultrazvukov´y gel mus´ı splˇnovat pˇr´ısn´e poˇzadavky: nesm´ı dr´aˇzdit pokoˇzku, nesm´ı poˇskozovat laminaci sond a nesm´ı obsahovat mikrobubliny nebo jin´e nehomogenity. V akutn´ım pˇr´ıpadˇe lze m´ısto gelu pouˇz´ıt i vodu. Jej´ı nev´yhodou je vˇsak rychl´y v´ypar z povrchu pokoˇzky p˚usoben´ım tˇelesn´eho tepla. Obr´azek 2.12: Konstrukce ultrazvukov´e sondy. 2.15.1 Fokusace Kaˇzd´a ultrazvukov´a sonda je charakterizov´ana ohniskovou d´elkou, coˇz je parametr analogick´y s ohniskovou vzd´alenost´ı v optice. Fokusac´ı se ro- zum´ı zamˇeˇren´ı ultrazvukov´e vlny do c´ılov´eho m´ısta (ohniska, fokusaˇcn´ı z´ony), ve kter´em je dosaˇzeno maxim´aln´ıho rozliˇsen´ı. Ultrazvukovou vlnu","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 51 (a) (b) Obr´azek 2.13: (a) Rozliˇsovac´ı schopnost ultrazvukov´e sondy: (1) later´aln´ı rozliˇsen´ı, (2) axi´aln´ı rozliˇsen´ı, (3) elevaˇcn´ı rozliˇsen´ı. (b) Fokusace ultrazvukov´eho svazku. Ultra- zvukov´e vlny s vyˇsˇs´ı frekvenc´ı lze fokusovat mnohem l´epe neˇz vlny s frekvenc´ı niˇzˇs´ı. je moˇzn´e zamˇeˇrit bud ’ pˇr´ımo zakˇriven´ymi piezoelektrick´ymi mˇeniˇci vy- brouˇsen´ymi s poˇzadovanou kˇrivost´ı (tzv. intern´ı fokusace), nebo pomoc´ı pˇredsazen´ych akustick´ych ˇcoˇcek a zakˇriven´ych zrcadel, nebo elektronickou fokusac´ı u tzv. kompozitn´ıch sond s elektronicky mˇenitelnou ohniskovou vzd´alenost´ı. Elektronika ˇr´ıd´ı vyzaˇrov´an´ı jednotliv´ych piezoelement˚u sondy do tvaru konk´avn´ıho paprsku. Realizovat to lze napˇr. pomoc´ı ˇcasov´eho ˇ zpoˇzdˇen´ı buzen´ı nˇekter´ych element˚u. Casov´ym ˇr´ızen´ım buzen´ı je moˇzn´e mˇenit polohu ohniska nejen do hloubky, ale tak´e do stran. To umoˇzˇnuje na- stavit ohnisko, a tedy m´ısto maxim´aln´ıho rozliˇsen´ı, do poˇzadovan´e oblasti diagnostick´eho z´ajmu, aniˇz by bylo nutn´e pohybovat sondou. U modern´ıch syst´em˚u lze dokonce nastavit v´ıce vys´ılac´ıch ohnisek souˇcasnˇe. Zvl´aˇstn´ım typem fokusace je tzv. dynamick´a fokusace, kter´a kontroluje zamˇeˇren´ı oh- niska st´ale do stejn´e hloubky tk´anˇe. Ultrazvukov´e sondy s jedin´ym mˇeniˇcem maj´ı ohnisko ﬁxovan´e, bez moˇznosti zmˇeny jeho polohy pro vys´ıl´an´ı, ani ˇ pro pˇrijem ultrazvuku. Spatn´a fokusace se v praxi projevuje neostrost´ı c´ılov´ych struktur v obraze. Pˇri mˇeˇren´ı ultrazvukem je tedy nutn´e db´at na spr´avn´y v´ybˇer ultrazvukov´e sondy s poˇzadovanou ohniskovou d´elkou a t´ım i fokusac´ı.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 52 2.15.2 Rozliˇsovac´ı schopnost Ultrazvukov´e sondy pouˇzit´e k poˇr´ızen´ı obrazu maj´ı tak´e rozhoduj´ıc´ı vliv na dosaˇzenou rozliˇsovac´ı schopnost. Rozliˇsovac´ı schopnost´ı rozum´ıme nej- menˇs´ı moˇznou vzd´alenost mezi dvˇema strukturami, kter´e jsou ve v´ysledn´em obraze zobrazeny jako dva odliˇsiteln´e objekty. Obecnˇe se m˚uˇzeme setkat se tˇremi typy rozliˇsen´ı: axi´aln´ım, later´aln´ım a elevaˇcn´ım (viz obr´azek 2.13a). • Axi´aln´ı (hloubkov´e) rozliˇsen´ı: Urˇcuje se ve smˇeru ˇs´ıˇren´ı ultrazvukov´eho vlnˇen´ı a je urˇceno d´elkou ultrazvukov´eho pulzu (souvis´ı s vlnovou d´elkou a frekvenc´ı ultrazvuku). Vyˇsˇs´ı frekvence s kratˇs´ı pulzy poskytuj´ı mnohem lepˇs´ı axi´aln´ı rozliˇsen´ı neˇz ultrazvuk o n´ızk´e frekvenci. • Later´aln´ı (stranov´e) rozliˇsen´ı: Urˇcuje se v rovinˇe kolm´e na smˇer ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku a je d´ano ˇs´ıˇrkou ultrazvukov´eho svazku (souvis´ı s vlnovou d´elkou a frekvenc´ı ultrazvuku). Vyˇsˇs´ı frekvence ultrazvuku poskytuje uˇzˇs´ı svazek a tedy lepˇs´ı later´aln´ı rozliˇsen´ı obrazu. Dva body, kter´e leˇz´ı later´alnˇe vedle sebe ve stejn´em ultrazvukov´em svazku rozliˇsit nelze. • Elevaˇcn´ı rozliˇsen´ı: Popisuje schopnost rozliˇsit dvˇe zobrazovan´e tomo- roviny. Urˇcuje tlouˇst ’ku zobrazovan´e vrstvy a je d´ano hlavnˇe frekvenc´ı a geometri´ı ultrazvukov´eho svazku. Hlavn´ı vliv na v´ysledn´e rozliˇsen´ı obrazu m´a frekvence ultrazvuku. Vyˇsˇs´ı frekvence ultrazvukov´eho vlnˇen´ı poskytuje lepˇs´ı axi´aln´ı, later´aln´ı i elevaˇcn´ı rozliˇsovac´ı schopnost, ale na druhou stranu se s vyˇsˇs´ı frekvenc´ı zvyˇsuje ´utlum ultrazvuku a vlnˇen´ı h˚uˇre pronik´a do hloubky tk´anˇe. Pˇri ultrazvukov´em zob- razen´ı tedy vˇzdy vol´ıme kompromis mezi maxim´aln´ı dosaˇzitelnou prosto- rovou rozliˇsovac´ı schopnost´ı a moˇznost´ı zobrazit hloubˇeji uloˇzen´e org´any. Pro vyˇsetˇren´ı podpovrchov´ych struktur je vhodn´e pouˇz´ıt vyˇsˇs´ı frekvence ultrazvuku (>7 MHz; typicky 10-15 MHz), protoˇze penetrace tˇechto frek- venc´ı do hloubky tk´anˇe je pouze asi 2-3 cm pod povrch k˚uˇze. Pro zobrazen´ı hloubˇeji uloˇzen´ych struktur je naopak nutn´e volit niˇzˇs´ı frekvence (<7 MHz). Poznamenejme, ˇze dneˇsn´ı modern´ı ultrazvukov´e sondy jsou obvykle multi- frekvenˇcn´ı, tzn. ˇze u nich lze zvolit vys´ılac´ı frekvenci ultrazvukov´ych vln v urˇcit´em rozsahu.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 53 2.15.3 Line´arn´ı sondy Line´arn´ı sondy vytv´aˇrej´ı pravo´uhl´y obraz. Sondy b´yvaj´ı tvoˇreny vˇetˇs´ım poˇctem mal´ych, line´arnˇe v ˇradˇe uspoˇr´adan´ych mˇeniˇc˚u, kter´e jsou elek- trick´ymi sign´aly buzeny souˇcasnˇe (tzv. linear array). Ultrazvukov´e paprsky se z jednotliv´ych mˇeniˇc˚u ˇs´ıˇr´ı navz´ajem paralelnˇe a vytv´aˇrej´ı tak ultrazvu- kov´e pole tvaru pravo´uheln´ıku (viz obr´azek 2.14). Poˇcet krystalick´ych ele- ment˚u se nejˇcastˇeji pohybuje mezi 60 a 196. Frekvenˇcn´ı p´asmo line´arn´ıch sond leˇz´ı vˇetˇsinou v oblasti od 5 do 15 MHz. Obr´azek 2.14: (A) Line´arn´ı sonda, (B) Sektorov´a sonda, (C) Konvexn´ı sonda. 2.15.4 Sektorov´e sondy Sektorov´eho zobrazen´ı (obraz tvaru vˇej´ıˇre) lze dos´ahnout sektorov´ymi son- dami, a to bud ’ mechanicky nebo elektronicky (viz obr´azek 2.14). Mecha- nick´e sektorov´e sondy se pouˇz´ıvaly v minulosti a dnes se jiˇz nepouˇz´ıvaj´ı. Obsahovaly jedin´y mˇeniˇc, kter´y konal k´yvav´y pohyb, nebo byly tvoˇreny nˇekolika rotuj´ıc´ımi mˇeniˇci. U elektronick´ych sektorov´ych sond, kter´e jsou tvoˇreny v´ıce element´arn´ımi mˇeniˇci, se dosahuje sektorov´eho zobrazen´ı je- ˇ jich postupn´ym elektrick´ym buzen´ım (tzv. phased array). Casov´ym ˇr´ızen´ım buzen´ı jednotliv´ych element˚u lze vytvoˇrit ultrazvukov´e pole o urˇcit´em ´uhlu, ◦ ◦ ◦ kter´y m˚uˇze pˇresahovat i 90 (nejˇcastˇeji je to vˇsak mezi 80 a 90 ). F´azovˇe ˇr´ızen´e sondy maj´ı vˇetˇsinou mezi 64 a 128 elementy a typicky frekvenˇcn´ı p´asmo 2 aˇz 7 MHz.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 54 Velkou v´yhodou sektorov´ych sond je moˇznost sn´ım´an´ı z velmi mal´e plo- chy (tzv. vstupn´ı akustick´e okno), coˇz je d˚uleˇzit´e napˇr. pˇri vyˇsetˇren´ı srdce nebo jater z meziˇzebern´ıch prostor. Mezi sektorov´e sondy se ˇrad´ı tak´e sondy s uspoˇr´ad´an´ım mˇeniˇc˚u v po- dobˇe nˇekolika soustˇredn´ych prstenc˚u (tzv. annular array), kter´e produkuj´ı symetrick´y paprsek ultrazvuku s lepˇs´ı fokusac´ı v cel´em pr˚uˇrezu paprsku. V´ysledkem je vyˇsˇs´ı kvalita a rozliˇsovac´ı schopnost ultrazvukov´eho obrazu. 2.15.5 Konvexn´ı sondy Zvl´aˇstn´ı skupinou jsou konvexn´ı sondy, kter´e kombinuj´ı pravo´uhl´e i sek- torov´e zobrazen´ı. Uspoˇr´ad´an´ı element´arn´ıch mˇeniˇc˚u v konvexn´ı sondˇe od- pov´ıd´a uspoˇr´ad´an´ı mˇeniˇc˚u v line´arn´ı sondˇe, konvexn´ı tvar plochy s mˇeniˇci vˇsak poskytuje obraz ve tvaru v´yseˇce mezikruˇz´ı, coˇz odpov´ıd´a v´ıce vˇej´ıˇro- v´emu z´abˇeru sektorov´ych sond (viz obr´azek 2.14). Poˇcet element˚u u kon- vexn´ıch sond typicky pˇresahuje 96 krystal˚u. Frekvenˇcn´ı p´asmo leˇz´ı mezi 2,5 ◦ ◦ a 9 MHz a ultrazvukov´e pole tˇechto sond m´a vˇetˇsinou ´uhel mezi 60 a 90 . 2.15.6 Speci´aln´ı sondy Posledn´ı skupiny ultrazvukov´ych sond tvoˇr´ı sondy speci´aln´ı, kter´e se pou- ˇz´ıvaj´ı pˇri zvl´aˇstn´ıch vyˇsetˇren´ıch. Jedn´a se zejm´ena o sondy endoskopick´e, kter´e se pomoc´ı endoskop˚u zav´adˇej´ı do tˇela pacienta; transrekt´aln´ı; transva- gin´aln´ı; transesofage´aln´ı; intravaskul´arn´ı nebo o trojrozmˇern´e sondy, vhodn´e pro statick´e objemov´e (3D), pˇr´ıp. dynamick´e trojrozmˇern´e (4D) zobrazen´ı. 2.16 Konstrukce ultrazvukov´ych pˇr´ıstroj˚u Ultrazvukov´e pˇr´ıstroje pouˇz´ıvan´e v l´ekaˇrstv´ı jsou velmi sloˇzit´a zaˇr´ızen´ı, kter´a slouˇz´ı k vytv´aˇren´ı tomograﬁck´ych obraz˚u (ˇrez˚u) vyˇsetˇrovan´e tk´anˇe na z´akladˇe r˚uzn´e odrazivosti jednotliv´ych tk´aˇnov´ych struktur. Pˇr´ıstroje se skl´adaj´ı z tˇechto hlavn´ıch ˇc´ast´ı: • Gener´atory elektrick´ych impulz˚u: Pˇremˇeˇnuj´ı elektrickou energii ze s´ıtˇe (50 Hz) na energii elektrick´ych impulz˚u, kter´e slouˇz´ı k buzen´ı piezo- elektrick´ych (>100 kHz) nebo magnetostrikˇcn´ıch (cca 20 aˇz 100 kHz)","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 55 mˇeniˇc˚u. Souˇc´ast´ı gener´ator˚u je laditeln´y RLC obvod (oscil´ator) na- pojen´y na elektroakustick´y mˇeniˇc. Frekvence kmit˚u oscil´atoru, a tedy i mˇeniˇce, se upravuje zmˇenou indukˇcnosti (L) c´ıvky nebo kapacity (C) kondenz´atoru. Gener´atory pro tvorbu ultrazvukov´ych pulz˚u jsou do- plnˇeny o sp´ınaˇc (napˇr. dioda), po jehoˇz sepnut´ı se elektrick´a ener- gie nahromadˇen´a v kondenz´atoru uvoln´ı pˇres elektroakustick´y mˇeniˇc za vzniku kr´atk´eho elektrick´eho pulzu pro vybuzen´ı mˇeniˇce. • Hardware a software pro zpracov´an´ı sign´alu: Slouˇz´ı ke zpracov´an´ı de- tekovan´ych odraz˚u. Patˇr´ı sem zesilovaˇce, ﬁltry pro odstranˇen´ı ˇsumu, ruˇsiv´ych sign´al˚u a artefakt˚u a zaˇr´ızen´ı pro zobrazen´ı, zpracov´an´ı a z´az- nam sign´al˚u. D˚uleˇzit´e jsou tak´e syst´emy pro okamˇzit´e zmrazen´ı“ (free- ” ze) obrazu, dynamickou fokusaci sondy a algoritmy, kter´e umoˇzˇnuj´ı manipulaci s obrazem, v´ypoˇcty, mˇeˇren´ı, apod. • Zobrazovac´ı jednotky: Obrazovka nebo displej pˇr´ıstroje zobrazuje v´y- sledn´e sn´ımky, umoˇzˇnuje zpracov´an´ı, v´ypoˇcty a ovl´ad´an´ı pˇr´ıstroje. Zobrazovac´ı jednotka mus´ı zobrazovat vˇsechny d˚uleˇzit´e parametry poˇr´ızen´eho obrazu. • Z´aznamov´e jednotky: Umoˇzˇnuj´ı zhotoven´ı trval´ych z´aznam˚u vyˇsetˇren´ı. Patˇr´ı se tisk´arny nebo pamˇet ’ov´a m´edia (harddisky, vypalovaˇcka, ﬂash- disk), na kter´a lze z´aznam vyˇsetˇren´ı uloˇzit.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 56 Obr´azek 2.15: Typick´a dopplerovsk´a kˇrivka zevn´ı krˇcn´ı tepny. Tvar kˇrivky je charakteris- tick´y prudk´ym vzestupem rychlosti toku krve bˇehem systoly, rychl´ym poklesem rychlosti toku k p˚uvodn´ım hodnot´am a pomal´ym tokem v diastole. Zdroj: Dr Bruno Di Muzio, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 2.16: Tot´aln´ı uz´avˇer (ˇsipka) prav´e vnitˇrn´ı krˇcn´ı tepny na barevn´em Doppleru. Zdroj: Dr Saeed Soltany Hosn, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 57 Obr´azek 2.17: Aneurysma brachi´aln´ı tepny na barevn´em Doppleru. Zdroj: Dr Bruno Di Muzio, http://www.radiopaedia.org/. ˇ Obr´azek 2.18: Dva ˇzluˇcov´e kameny uvnitˇr ˇzluˇcn´ıku. Zluˇcov´e kameny vytv´aˇrej´ı charakteris- tick´e akustick´e st´ıny, kter´ymi se odliˇsuj´ı napˇr. od ˇzluˇcn´ıkov´ych polyp˚u. Zdroj: Dr Andrew Dixon, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 58 Obr´azek 2.19: Syndrom karp´aln´ıho tunelu v panoramatick´em obraze – ´utlak n. medianus (ˇsipky). Zdroj: Dr Maulik S Patel, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 2.20: Ultrasonogramy oka: vlevo odchl´ıpen´ı s´ıtnice, vpravo drobn´e kalciﬁkace. Zdroj: Dr Maulik S Patel, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 59 Obr´azek 2.21: Ruptura moˇcov´eho mˇechyˇre (UB) po poranˇen´ı bˇricha. Zdroj: Dr Maulik S Patel, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 2.22: Polycystick´a ledvina. V parenchymu ledviny lze nal´ezt mnoˇzstv´ı nepravi- deln´ych cystick´ych struktur. St´ınovan´e oblasti mohou pˇredstavovat hustou ﬁbr´ozn´ı tk´aˇn nebo kalciﬁkace. Zdroj: Dr Frank Gaillard, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 60 Obr´azek 2.23: Karcinom ˇzaludku se ztluˇstˇen´ım ˇzaludeˇcn´ı stˇeny. Zdroj: Dr Maulik S Patel, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 2.24: Absces v prav´em jatern´ım laloku. Zdroj: Dr Maulik S Patel, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 2. ULTRAZVUKOVA DIAGNOSTIKA 61 Obr´azek 2.25: Papil´arn´ı karcinom ˇst´ıtn´e ˇzl´azy. Zdroj: Dr Garth Kruger, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 2.26: Fraktura ˇzebra s hematomem. Zdroj: Dr Maulik S Patel, http://www.radiopaedia.org/.","Kapitola 3 Magnetick´a rezonance Magnetick´a rezonance (MRI – z angl. Magnetic Resonance Imaging) je ne- invazivn´ı zobrazovac´ı metoda, kter´a poskytuje informace o vnitˇrn´ı stavbˇe lidsk´eho tˇela a o fyziologii a funkci jednotliv´ych org´an˚u. Metoda je zaloˇzena na fyzik´aln´ım jevu nukle´arn´ı magnetick´e rezonance (NMR – z angl. Nuclear Magnetic Resonance) v ˇziv´ych syst´emech, kter´y vyuˇz´ıv´a chov´an´ı nˇekter´ych atomov´ych jader um´ıstˇen´ych v siln´em magnetick´em poli pˇri interakci s vy- sokofrekvenˇcn´ım elektromagnetick´ym polem. V´ysledkem interakce je elek- tromagnetick´y sign´al v oblasti spektra r´adiov´ych vln, ze kter´eho je rekon- struov´an v´ysledn´y obraz. Podstatou l´ekaˇrsk´eho zobrazov´an´ı je skuteˇcnost, ˇze r˚uzn´e biologick´e tk´anˇe maj´ı r˚uzn´e NMR vlastnosti. Pro medic´ınsk´e zobrazov´an´ı jsou nej- vhodnˇejˇs´ı j´adra vod´ıku (1H): lze je snadno detekovat a nav´ıc jsou hojnˇe za- stoupena v molekul´ach vody, kter´a tvoˇr´ı v´ıce neˇz 60 % hmotnosti lidsk´eho tˇela. Kromˇe jader vod´ıku je moˇzn´e v l´ekaˇrstv´ı zobrazovat tak´e j´adra uhl´ıku (C-13), ﬂuoru (F-19), sod´ıku (Na-23) nebo fosforu (P-31). V souˇcasnosti existuje mimo standardn´ı zobrazen´ı magnetickou rezonanc´ı tak´e ˇrada dalˇs´ıch MR zobrazovac´ıch modalit: napˇr. MR angiograﬁe (MRA), funkˇcn´ı magne- tick´a rezonance (fMRI), difuzn´ı magnetick´a rezonance (DWI, DTI), aj. Poˇc´atky magnetick´e rezonance jsou spojeny se vznikem kvantov´e teorie na zaˇc´atku 20. let minul´eho stolet´ı a objevem jadern´eho spinu W. Pau- lim v roce 1924. Potvrzen´ı jevu nukle´arn´ı magnetick´e rezonance a kon- strukci prvn´ıho jednoduch´eho NMR zaˇr´ızen´ı m´a na svˇedom´ı I. I. Rabi v roce 1938. Rok 1945 je povaˇzov´an za zrod NMR spektroskopie, kdy dvˇe skupiny vˇedc˚u veden´e F. Blochem a E. Purcellem nez´avisle na sobˇe vylepˇsuj´ı Rabiho 62","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 63 pˇr´ıstroj pro praktick´e vyuˇzit´ı v chemick´e a fyzik´aln´ı anal´yze. Prvn´ı aplikace jevu NMR v medic´ınˇe se objevuj´ı aˇz v 70. letech minul´eho stolet´ı. V roce 1971 R. Damadian zjiˇst ’uje, ˇze NMR chov´an´ı r˚uzn´ych biologick´ych tk´an´ı je r˚uzn´e. P. Lauterbur v roce 1973 pˇrich´az´ı s myˇslenkou tomograﬁck´eho NMR zobrazen´ı. Frekvenˇcn´ı a f´azov´e k´odov´an´ı pro urˇcen´ı pozice a Fourierovu transformaci pro matematickou anal´yzu NMR sign´al˚u zav´ad´ı v roce 1975 R. Ernst. Vylepˇsenou matematickou anal´yzu sign´al˚u a pouˇzit´ı gradientn´ıch magnetick´ych pol´ı pro k´odov´an´ı pozice publikuje v roce 1977 P. Mansﬁeld. Ve stejn´em roce konstruuje R. Damadian prvn´ı celotˇelov´e MRI zaˇr´ızen´ı. V roce 1980 vyr´ab´ı spoleˇcnost FONAR prvn´ı komerˇcn´ı MRI syt´em. Dalˇs´ı rozvoj metody smˇeˇroval k v´yvoji nov´ych zobrazovac´ıch modalit. V roce 1987 se poprv´e objevuje MR angiograﬁe pro zobrazen´ı toku krve a rok 1992 je zrodem funkˇcn´ı magnetick´e rezonance. 3.1 Vlastn´ı moment hybnosti Z´akladn´ı charakteristikou kaˇzd´e ˇc´astice (podobnˇe jako hmotnost nebo n´aboj) je existence vnitˇrn´ıho (vlastn´ıho) spinov´eho momentu hybnosti S (tzv. spin). Spin si lze zjednoduˇsenˇe pˇredstavit jako m´ıru rotace ˇc´astice kolem vlastn´ı osy. Velikost spinu je kvantov´ana (nab´yv´a pouze urˇcit´ych diskr´etn´ıch hod- not) a z´avis´ı na spinov´em kvantov´em ˇc´ısle s, kter´e m˚uˇze nab´yvat pouze celoˇc´ıseln´ych a poloˇc´ıseln´ych hodnot: 0, 1/2, 1, 3/2, . . . Konstantou ´umˇer- . nosti je redukovan´a Planckova konstanta (~ = h/2π = 1, 05 · 10 −34 Js). p S = ~ s(s + 1) (3.1) Kvantov´an je tak´e pr˚umˇet spinu do libovoln´e osy (napˇr. osy z). Velikost pr˚umˇetu z´avis´ı na spinov´em magnetick´em ˇc´ısle m , kter´e m˚uˇze nab´yvat s pouze hodnot: −s, −s + 1, . . . , s − 1, s. S = m ~ (3.2) z s Spin tedy m˚uˇze nab´yvat pouze celoˇc´ıseln´ych nebo poloˇc´ıseln´ych n´asobk˚u redukovan´e Planckovy konstanty ~. Podle velikosti spinu potom rozliˇsujeme dvˇe skupiny ˇc´astic:","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 64 ˇ • Fermiony: C´astice se spinem velikosti poloˇc´ıseln´eho n´asobku reduko- van´e Planckovy konstanty (1/2, 3/2, 5/2, . . . ), napˇr. proton, elektron nebo neutron. ˇ • Bosony: C´astice se spinem velikosti celoˇc´ıseln´eho n´asobku redukovan´e Planckovy konstanty (0, 1, 2, . . . ), napˇr. foton, mezony, aj. Uk´azka spinov´ych moment˚u hybnosti pro spinov´a ˇc´ısla s = 1/2 (napˇr. pro- ton) a s = 1 (napˇr. foton) je na obr´azku 3.1. Z hlediska medic´ınsk´eho zobrazov´an´ı jsou podstatn´e spiny proton˚u, kter´e mohou zaujmout pouze dvˇe moˇzn´e orientace spinu (pr˚umˇet spinu do osy z o velikosti S = ±~/2). z Obr´azek 3.1: Spinov´e momenty hybnosti pro ˇc´astice se spinov´ym ˇc´ıslem s = 1/2 (napˇr. pro- ˇ ton) a s = 1 (napˇr. foton). C´astice se spinov´ym ˇc´ıslem s = 1/2 maj´ı pouze dvˇe moˇzn´e ˇ orientace spinu (pr˚umˇet spinu do osy z o velikosti S z = ±~/2). C´astice se spinov´ym ˇc´ıslem s = 1 maj´ı tˇri moˇzn´e orientace spinu (pr˚umˇet spinu do osy z o velikosti S z = 0 a S z = ±~).","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 65 3.2 Magnetick´y moment V d˚usledku vnitˇrn´ı rotace (spinov´eho momentu hybnosti) ˇc´astice s n´abojem 1 se magnetoelektrickou indukc´ı v okol´ı ˇc´astice generuje magnetick´e pole popsan´e spinov´ym magnetick´ym dip´olov´ym momentem µ. Velikost magne- tick´eho momentu ˇc´astice je ´umˇern´a velikosti spinu S: µ = γS (3.3) Pr˚umˇet spinov´eho magnetick´eho momentu do osy z je potom obdobnˇe sv´az´an s pr˚umˇetem spinu do osy z: µ = γS z (3.4) z Konstantou ´umˇernosti v rovnic´ıch 3.3 a 3.4 je gyromagnetick´y pomˇer γ, kter´y je charakteristick´y pro kaˇzdou ˇc´astici (r˚uzn´y pro r˚uzn´e ˇc´astice). Vektor spinov´eho magnetick´eho momentu µ i vektor spinov´eho momentu hybnosti S maj´ı u protonu (kladn´y n´aboj) stejn´y smˇer, kter´y je shodn´y s osou rotace ˇc´astice. U elektronu (z´aporn´y n´aboj) maj´ı oba vektory smˇer opaˇcn´y. Kaˇzd´a ˇc´astice s n´abojem a nenulov´ym spinem m´a nenulov´y tak´e magne- tick´y moment (viz rovnice 3.3) a chov´a se podobnˇe jako mal´y magnet, kter´y 2 m˚uˇze b´yt ovlivnˇen vnˇejˇs´ım magnetick´ym polem (viz obr´azek 3.2) . U ato- mov´ych jader je situace ponˇekud sloˇzitˇejˇs´ı. Atomov´a j´adra se sud´ym poˇctem nukleon˚u se nechovaj´ı magneticky a nelze je zobrazovat. Protony v j´adˇre se chovaj´ı jako miniaturn´ı magnety, kter´e se po dvojic´ıch spojuj´ı opaˇcn´ymi p´oly k sobˇe, ˇc´ımˇz se magnetick´e momenty jednotliv´ych nukleon˚u navz´ajem vyruˇs´ı. J´adra s lich´ym poˇctem nukleon˚u maj´ı vˇzdy jeden nep´arov´y nukleon. Atomov´e j´adro si zachov´av´a nenulov´y magnetick´y moment, ke sv´emu okol´ı se chov´a magneticky a lze jej zobrazovat magnetickou rezonanc´ı. Nejˇcastˇeji 1 Z´akon magnetoelektrick´e indukce ˇr´ık´a, ˇze ˇcasov´a zmˇena toku elektrick´e intenzity indukuje pole mag- netick´e. Elektrick´e pole se nach´az´ı pouze v okol´ı ˇc´astic s n´abojem (napˇr. proton) a lze jej popsat vektorem intenzity elektrick´eho pole E. Ch´apeme-li spin ˇc´astice zjednoduˇsenˇe jako rotaci ˇc´astice okolo vlastn´ı osy, potom tato rotace n´aboje“ vyvol´a zmˇenu toku intenzity elektrick´eho pole a indukci magnetick´eho pole ” popsan´eho vektorem magnetick´e indukce B. 2 V´yjimkou je napˇr. neutron, o nˇemˇz je zn´amo, ˇze m´a nulov´y elektrick´y n´aboj a pˇresto se projevuje magnetick´ymi vlastnostmi a nenulov´ym magnetick´ym momentem. Tato anom´alie je zˇrejmˇe zp˚usobena vnitˇrn´ı strukutou neutronu, kter´y je jako hadron tvoˇren kvarky.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 66 (a) (b) Obr´azek 3.2: (a) Kaˇzd´a ˇc´astice s n´abojem a nenulov´ym spinem m´a nenulov´y magnetick´y moment, a chov´a se podobnˇe jako mal´y magnet. (b) Kaˇzd´a ˇc´astice s nenulov´ym magne- tick´ym momentem m˚uˇze b´yt ovlivnˇena vnˇejˇs´ım magnetick´ym polem. zobrazovan´e j´adro vod´ıku (1H) je tvoˇreno jedin´ym nukleonem (protonem) a tuto vlastnost splˇnuje. 3.3 Vektor magnetizace Kaˇzd´a l´atka i biologick´a tk´aˇn jsou sloˇzeny z jednotliv´ych ˇc´astic. Jestliˇze m´a kaˇzd´a ˇc´astice s n´abojem magnetick´y moment µ, potom existuje v´yslednice (vektorov´y souˇcet) vˇsech d´ılˇc´ıch magnetick´ych moment˚u v objemov´e jed- notce l´atky, kter´a se oznaˇcuje jako vektor magnetizace M (viz obr´azek 3.3). Pro pochopen´ı dalˇs´ıch souvislost´ı je vhodn´e zav´est pr˚umˇety vektoru mag- netizace do souˇradnicov´ych os. Pr˚umˇet vektoru magnetizace do osy z se oznaˇcuje jako vektor longitudin´aln´ı magnetizace (M ) a pr˚umˇet do roviny z xy jako vektor transverz´aln´ı magnetizace (M ) – viz obr´azek 3.4. xy 3.4 Chov´an´ı l´atky v magnetick´em poli Pokud jsou ˇc´astice l´atky s nenulov´ym magnetick´ym momentem µ um´ıstˇeny mimo magnetick´e pole, jsou jejich vektory d´ıky tepeln´emu pohybu orien- tov´any n´ahodnˇe vˇsemi smˇery se stejnou pravdˇepodobnost´ı. Vˇsechny ˇc´astice maj´ı stejnou energii a celkov´y magnetick´y moment l´atky (vektor magneti- zace) je roven nule (M = 0), protoˇze se vˇsechny d´ılˇc´ı magnetick´e momenty ˇc´astic navz´ajem vyruˇs´ı. L´atka se navenek nechov´a magneticky. Sch´ema ta- kov´e situace je na obr´azku 3.5a.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 67 Obr´azek 3.3: Vektorov´y souˇcet vˇsech magnetick´ych moment˚u jednotliv´ych ˇc´astic v obje- mov´e jednotce l´atky se oznaˇcuje jako vektor magnetizace M. Um´ıst´ıme-li l´atku do vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole, vyvol´a indukce tohoto pole v l´atce dvˇe situace: • Magnetick´e momenty ˇc´astic l´atky se zorientuj´ı ve smˇeru nebo proti smˇeru p˚usoben´ı vnˇejˇs´ıho pole. Z´aroveˇn dojde k rozˇstˇepen´ı energetick´e hladiny, protoˇze se obˇe orientace liˇs´ı energi´ı. ˇ • C´astice l´atky zaˇcnou konat precesn´ı pohyb. 3.4.1 Orientace magnetick´ych moment˚u Indukce (B ) vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole vyvol´a v l´atce kroutiv´y moment, 0 kter´y p˚usob´ı na magnetick´e momenty ˇc´astic l´atky silou tak, ˇze se zorientuj´ı ve smˇeru (souhlasn´a orientace) nebo proti smˇeru (nesouhlasn´a orientace) vektoru indukce vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole (viz obr´azek 3.5b). Obˇe ori- entace se liˇs´ı velikost´ı energie, kterou v dan´em stavu ˇc´astice l´atky maj´ı. Doch´az´ı k tzv. rozˇstˇepen´ı energetick´ych hladin. V termodynamick´e rov- nov´aze se v´ıce ˇc´astic l´atky nach´az´ı v souhlasn´e orientaci (niˇzˇs´ı energie), m´enˇe","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 68 Obr´azek 3.4: Pr˚umˇet vektoru magnetizace do osy z se oznaˇcuje jako vektor longitudin´aln´ı magnetizace (M z ) a pr˚umˇet do roviny xy jako vektor transverz´aln´ı magnetizace (M xy ). ˇc´astic pak vlivem tepeln´eho pohybu zauj´ım´a nesouhlasnou orientaci (vyˇsˇs´ı energie) s vnˇejˇs´ım magnetick´ym polem – viz obr´azek 3.6. Tato skuteˇcnost 3 plyne z Boltzmannova rozdˇelovac´ıho z´akona : N β − ∆E = e kT (3.5) N α Kde: N α : poˇcet ˇc´astic na niˇzˇs´ı energetick´e hladinˇe N β : poˇcet ˇc´astic na vyˇsˇs´ı energetick´e hladinˇe ∆E : rozd´ıl energetick´ych hladin (= E − E ) α β −1 k : Boltzmannova konstanta (k = 1, 38 · 10 23 JK ) T : termodynamick´a teplota Rozd´ıl v obsazenosti energetick´ych hladin se navenek projev´ı nenulov´ym vektorem magnetizace (M = M 6= 0) ve smˇeru indukce vnˇejˇs´ıho magne- z tick´eho pole B . Velikost vektoru magnetizace je ´umˇern´a velikosti indukce 0 B vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole a rozd´ılu obsazenosti hladin ˇc´asticemi l´atky. 0 Na obr´azku 3.7 je zn´azornˇena situace pro l´atku nach´azej´ıc´ı se mimo magnetick´e pole (B = 0) a l´atku nach´azej´ıc´ı se ve vnˇejˇs´ım magnetick´em 0 3 Boltzmann˚uv rozdˇelovac´ı z´akon popisuje pravdˇepodobnost existence stavu termodynamick´eho syst´emu dan´e teploty T a energie E. Tato pravdˇepodobnost je potom ´umˇern´a p(E) ∝ e −E/kT .","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 69 (a) (b) Obr´azek 3.5: (a) L´atka um´ıstˇen´a mimo magnetick´e pole: Magnetick´e momenty ˇc´astic l´atky jsou orientov´any n´ahodnˇe vˇsemi smˇery, navz´ajem se vyruˇs´ı a celkov´y magnetick´y moment l´atky (vektor magnetizace) je roven nule (M = 0). (b) L´atka um´ıstˇen´a v magnetick´em poli: Magnetick´e momenty ˇc´astic l´atky se zorientuj´ı souhlasnˇe nebo nesouhlasnˇe se smˇerem vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole. Poˇcet ˇc´astic zorientovan´ych v souhlasn´em smˇeru (niˇzˇs´ı energie) pˇrevyˇsuje poˇcet ˇc´astic zorientovan´ych nesouhlasnˇe (vyˇsˇs´ı energie) se smˇerem vnˇejˇs´ıho pole a vektor magnetizace bude nenulov´y (M 6= 0). poli s r˚uznou velikost´ı magnetick´e indukce. Napˇr. pro j´adra vod´ıku (1H) potom vych´az´ı z rovnice 3.23 pomˇer poˇctu ˇc´astic na jednotliv´ych energe- tick´ych hladin´ach N /N = 1, 000016 pˇri indukci vnˇejˇs´ıho magnetick´eho β α pole B = 2, 35 T. To znamen´a, ˇze na kaˇzd´ych milion ˇc´astic se ve stavu 0 s niˇzˇs´ı energi´ı nach´az´ı pouze o 16 ˇc´astic v´ıce neˇz ve stavu s vyˇsˇs´ı energi´ı. S rostouc´ı velikost´ı indukce vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole se tento pomˇer zvyˇsuje. Pˇri indukci pole B = 9, 40 T je pˇrebytek na hladinˇe s niˇzˇs´ı 0 energi´ı jiˇz 64 ˇc´astic z kaˇzd´eho milionu ˇc´astic. Pˇrestoˇze se zd´a, ˇze je rozd´ıl v poˇctu ˇc´astic na jednotliv´ych energetick´ych hladin´ach t´emˇeˇr zanedbateln´y, je nutn´e si uvˇedomit, ˇze 1 g tk´anˇe obsahuje asi 10 22 jader vod´ıku. Pˇri takto velk´em poˇctu ˇc´astic se jiˇz pˇrebytek poˇctu ˇc´astic na niˇzˇs´ı hladinˇe energie st´av´a v´yraznˇejˇs´ı a velikost vektoru magnetizace M je v takov´em pˇr´ıpadˇe pro mˇeˇren´ı dostaˇcuj´ıc´ı. 3.4.2 Precesn´ı pohyb Mimo rozˇstˇepen´ı energetick´ych hladin zaˇc´ınaj´ı magnetick´e momenty ˇc´astic v magnetick´em poli B konat tak´e tzv. precesn´ı pohyb (opisuj´ı pl´aˇst ’ 0 kuˇzele podobnˇe jako dˇetsk´a k´aˇca) – viz obr´azek 3.8. Precesn´ı pohyb vznik´a pˇri kaˇzd´e zmˇenˇe p˚usob´ıc´ıho magnetick´eho pole a trv´a, dokud se ˇc´astice","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 70 Obr´azek 3.6: Rozˇstˇepen´ı energetick´ych hladin a poˇcet ˇc´astic N na jednotliv´ych hladin´ach energie E. Ve stavu s niˇzˇs´ı energi´ı E α se nach´az´ı v termodynamick´e rovnov´aze v´ıce ˇc´astic l´atky N α , zat´ımco ve stavu s vyˇsˇs´ı energi´ı E β se nach´az´ı menˇs´ı poˇcet ˇc´astic l´atky N β . v dan´e poloze neust´al´ı. Frekvence precese se oznaˇcuje jako Larmorova frek- vence a je ´umˇern´a velikosti indukce p˚usob´ıc´ıho magnetick´eho pole B a mag- 0 netick´ym vlastnostem ˇc´astic – gyromagnetick´e konstantˇe γ: γB 0 ω = γB ; f = (3.6) 0 0 0 2π Pˇr´ıˇcina precesn´ıho pohybu je d´ana v´yslednic´ı s´ıly, kter´a se snaˇz´ı pˇrimˇet mag- netick´y moment k souhlasn´e nebo nesouhlasn´e orientaci s vektorem vnˇejˇs´ıho pole B a s´ıly, kter´a udrˇzuje magnetick´y moment v rotaci okolo vlastn´ı osy. 0 3.5 Energie ˇc´astic Energie ˇc´astice v magnetick´em poli je pˇr´ımo ´umˇern´a velikosti magnetick´eho momentu ˇc´astice µ, indukci vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole B a kosinu ´uhlu θ, 0 kter´y oba vektory sv´ıraj´ı. E = −µB = −µB cos θ (3.7) 0 0","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 71 Obr´azek 3.7: Obsazenost ˇc´astic na energetick´ych hladin´ach z´avis´ı na velikosti indukce mag- netick´eho pole, ve kter´em je l´atka um´ıstˇena. Se zvyˇsuj´ıc´ı se indukc´ı pole roste pomˇer poˇctu ˇc´astic na jednotliv´ych energetick´ych hladin´ach. Pro j´adra vod´ıku (1H) se pˇri indukci magne- tick´eho pole B 0 = 2, 45 T na kaˇzd´y milion ˇc´astic nach´az´ı ve stavu s niˇzˇs´ı energi´ı o 16 ˇc´astic v´ıce neˇz ve stavu s vyˇsˇs´ı energi´ı. Pˇri indukci pole B 0 = 9, 40 T je pˇrebytek na niˇzˇs´ı hla- dinˇe energie 64 ˇc´astic a pˇri indukci pole B 0 = 21, 14 T je pˇrebytek 135 ˇc´astic na kaˇzdc´yh milion ˇc´astic l´atky. Jiˇz v´ıme, ˇze magnetick´e momenty jader vod´ıku (1H) mohou v magnetick´em poli zaujmout pouze dvˇe moˇzn´e orientace – souhlasnou a nesouhlasnou se smˇerem indukce vnˇejˇs´ıho pole. Kaˇzd´y stav m´a jinou energii, kterou lze vyj´adˇrit kombinac´ı rovnic 3.2, 3.4 a 3.7: γ~B 0 E = µ B = γS B = γm ~B = ± (3.8) z z 0 0 s 0 2 γ~B 0 γ~B 0 E = − a E = (3.9) α β 2 2 Energetick´y rozd´ıl |E −E | mezi stavem s niˇzˇs´ı energi´ı (souhlasn´a orientace) β α a stavem s vyˇsˇs´ı energi´ı (nesouhlasn´a orientace) je potom s pˇrihl´ednut´ım k rovnici 3.6 roven: ∆E = γ~B = hf 0 (3.10) 0","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 72 Obr´azek 3.8: Precesn´ı pohyb magnetick´eho momentu µ ˇc´astice zp˚usoben´y vlivem vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole B 0 . Mezi obˇema energetick´ymi stavy mohou ˇc´astice pˇrech´azet: • Ze stavu s niˇzˇs´ı energi´ı do stavu s vyˇsˇs´ı energi´ı (tzv. excitace): Pˇrechod je umoˇznˇen pouze dod´an´ım kvanta energie, kter´e odpov´ıd´a energe- tick´emu rozd´ılu ∆E mezi obˇema hladinami (viz rovnice 3.10). Frek- vence f odpov´ıdaj´ıc´ı energii pˇrechodu se oznaˇcuje jako rezonanˇcn´ı 0 4 (Larmorova) frekvence . Zdrojem energie m˚uˇze b´yt napˇr. pulz elek- tromagnetick´eho z´aˇren´ı s odpov´ıdaj´ıc´ı frekvenc´ı f . 0 • Ze stavu s vyˇsˇs´ı energi´ı do stavu s niˇzˇs´ı energi´ı (tzv. deexcitace): Pˇrechod je prov´azen odevzd´an´ım nadbyteˇcn´e energie, kter´a odpov´ıd´a energetick´emu rozd´ılu ∆E mezi obˇema hladinami (viz rovnice 3.10). Nadbyteˇcn´a energie se vyzaˇruje v podobˇe elektromagnetick´eho z´aˇren´ı s odpov´ıdaj´ıc´ı frekvenc´ı f . Pr´avˇe tato vyz´aˇren´a energie je detekov´ana 0 MRI pˇr´ıstrojem jako uˇziteˇcn´y sign´al, kter´y nese informaci o vnitˇrn´ı struktuˇre l´atky. Pˇrechod z vyˇsˇs´ı hladiny energie na niˇzˇs´ı m˚uˇze b´yt sa- movoln´y (m´alo pravdˇepodobn´e) nebo vynucen´y (indukovan´y) dod´an´ım energie napˇr. elektromagnetick´ym pulzem o pˇr´ısluˇsn´e frekvenci. 4 Odtud plyne n´azev metody – magnetick´a rezonance.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 73 Tabulka 3.1: Magnetick´e vlastnosti a citlivost mˇeˇren´ı nˇekter´ych d˚uleˇzit´ych jader pro indukci magnetick´eho pole B 0 = 11, 74 T. Zdroj: http://www.studiumchemie.cz/NMR/index.php?stranka=skripta\&kapitola=2. J´adro Spin V´yskyt γ Rezonanˇcn´ı Citlivost 7 [%] [10 · rad T −1 −1 frekvence [%] s ] 1 H 1/2 99,99 26,75 500,0 MHz 100 2 H 1 0,01 4,11 76,8 MHz 0,0001 3 H 1/2 – 28,54 533,3 MHz 0 12 C 0 98,93 – – – 13 C 1/2 1,07 6,73 125,7 MHz 0,02 14 N 1 99,63 1,93 36,1 MHz 0,1 15 N 1/2 0,37 -2,71 50,7 MHz 0,0004 16 O 0 99,96 – – – 19 F 1/2 100 25,18 470,4 MHz 83 31 P 1/2 100 10,84 202,4 MHz 6,6 Z rovnice energetick´eho rozd´ılu (3.10) plyne, ˇze energie (resp. frekvence z´aˇren´ı), kterou je ˇc´astice schopna pohltit nebo vyz´aˇrit, je ´umˇern´a gyromag- netick´e konstantˇe γ a velikosti vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole B . Absorbovan´a, 0 resp. vyz´aˇren´a energie m´a typicky frekvenci v oblasti spektra r´adiov´ych vln, tj. v oblasti megahertzov´ych frekvenc´ı (∼MHz). Velikost energetick´eho rozd´ılu mezi hladinami je tak´e rozhoduj´ıc´ım para- metrem, kter´y stanovuje rozdˇelen´ı poˇctu ˇc´astic na jednotliv´ych hladin´ach. Plat´ı, ˇze ˇc´ım vˇetˇs´ı je energetick´y rozd´ıl mezi hladinami, t´ım m´enˇe ˇc´astic je schopno pˇreskoˇcit do vyˇsˇs´ı energetick´e hladiny, a t´ım vyˇsˇs´ı je pˇrebytek ˇc´astic na niˇzˇs´ı hladinˇe energie (viz obr´azek 3.7). Velikost rozd´ılu poˇctu ˇc´astic na obou hladin´ach energie urˇcuje velikost celkov´eho vektoru mag- netizace l´atky. Pro zv´yˇsen´ı citlivosti a pˇresnosti mˇeˇren´ı je ˇz´adouc´ı, aby byl mˇeˇren´y vektor magnetizace co nejvˇetˇs´ı. Obecnˇe toho lze dos´ahnout pouˇzit´ım silnˇejˇs´ıho vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole (↑ B ) nebo mˇeˇren´ım ˇc´astic s vˇetˇs´ı gy- 0 romagnetickou konstantou (↑ γ). Magnetick´e vlastnosti a citlivost mˇeˇren´ı nˇekter´ych atomov´ych jader jsou uvedeny v tabulce 3.1.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 74 3.6 Chemick´y posuv Ve skuteˇcnosti b´yvaj´ı ˇc´astice v l´atce ovlivnˇeny nejen siln´ym vnˇejˇs´ım mag- netick´ym polem B , ale tak´e slab´ym lok´aln´ım magnetick´ym polem B , kter´e i 0 vytv´aˇrej´ı okoln´ı ˇc´astice. Rovnice 3.10 potom pˇrech´az´ı do tvaru: ∆E = hf = ~γ (B + B ) (3.11) i 0 0 Rozd´ıl energi´ı mezi hladinami i hodnota Larmorovy frekvence precesn´ıho pohybu (rovnice 3.6) se d´ıky tomu pro danou ˇc´astici nepatrnˇe zmˇen´ı (cca o des´ıtky aˇz stovky Hz). Tato frekvenˇcn´ı zmˇena se oznaˇcuje jako tzv. chemick´y posuv, protoˇze z´avis´ı na chemick´em okol´ı ˇc´astice (chemick´e sloˇzen´ı l´atky a typy chemick´ych vazeb). Mˇeˇr´ıme-li tedy napˇr. j´adra vod´ıku (1H) v ethanolu, potom namˇeˇr´ıme nˇekolik r˚uzn´ych sign´al˚u vod´ıku, kter´e odpov´ıdaj´ı odliˇsn´emu chemick´emu okol´ı a vazb´am. V namˇeˇren´em sign´ale velmi dobˇre rozliˇs´ıme vod´ıkov´a j´adra ve skupin´ach –CH , –CH a –OH 3 2 (viz obr´azek 3.9). Chemick´y posuv je podstatou NMR-spektroskopie, coˇz je analytick´a metoda chemick´eho sloˇzen´ı l´atek. Dostateˇcn´y chemick´y po- suv pro vyuˇzit´ı spektroskopie je aˇz od velikosti vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole cca 1,5 T. V medic´ınsk´em zobrazov´an´ı se chemick´y posuv projevuje neˇz´adouc´ım artefaktem od chemick´eho posuvu. 3.7 Excitace V kapitole 3.5 bylo ˇreˇceno, ˇze pro citlivost a pˇresnost mˇeˇren´ı je rozhoduj´ıc´ı co nejvˇetˇs´ı velikost vektoru magnetizace l´atky. Tato skuteˇcnost ovˇsem sama o sobˇe nestaˇc´ı. Je nutn´e si uvˇedomit, ˇze vnˇejˇs´ı magnetick´e pole produ- kuje v l´atce vektor magnetizace M, kter´y m´a stejn´y smˇer jako indukce magnetick´eho pole B – smˇer osy z. Mˇeˇren´ı vektoru magnetizace je v ta- 0 kov´em pˇr´ıpadˇe nemoˇzn´e, protoˇze magnetick´y sign´al l´atky je pˇrekryt mno- hem silnˇejˇs´ım vnˇejˇs´ım magnetick´ym polem. Aby bylo moˇzn´e magnetick´y sign´al l´atky detekovat, je zapotˇreb´ı vektor magnetizace vych´ylit z osy z do roviny xy, kde nen´ı sign´al maskov´an vnˇejˇs´ım magnetick´ym polem. Vych´ylen´ı vektoru magnetizace doc´ıl´ıme excitac´ı ˇc´astic, tj. dod´an´ım vhodn´e energie napˇr. pomoc´ı elektromagnetick´eho pulzu s frekvenc´ı, kter´a","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 75 Obr´azek 3.9: Chemick´y posuv. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:1H NMR Ethanol Coupling shown.GIF. odpov´ıd´a rezonanˇcn´ı (Larmorovˇe) frekvenci ˇc´astic. Rezonanˇcn´ı frekvence ˇc´astic se typicky pohybuje v oblasti spektra r´adiov´ych vln (napˇr. 63,87 MHz pro j´adra vod´ıku 1H pˇri velikosti magnetick´eho pole 1,5 T), proto excitaˇcn´ı pulzy oznaˇcujeme ˇcastˇeji jako radiofrekvenˇcn´ı (RF) pulzy. Pokud je frek- vence RF pulzu stejn´a jako Larmorova frekvence ˇc´astic, doch´az´ı k absorpci energie a rezonanci ˇc´astic. Aplikace RF pulzu se projev´ı dvˇema zp˚usoby: • Energie RF pulzu je absorbov´ana ˇc´asticemi l´atky, magnetick´e momenty ˇc´astic se pˇretoˇc´ı do nesouhlasn´e orientace a ˇc´astice pˇreskakuj´ı na vyˇsˇs´ı energetickou hladinu. Poˇcty ˇc´astic na hladinˇe s niˇzˇs´ı i vyˇsˇs´ı energi´ı se postupnˇe mˇen´ı a vektor magnetizace v longitudin´aln´ım smˇeru se zmenˇsuje, zcela zanik´a (M → 0) nebo mˇen´ı orientaci (M → −M ). z z z • Z kapitoly 3.4.2 v´ıme, ˇze magnetick´e momenty ˇc´astic konaj´ı v mag- ˇ netick´em poli precesn´ı pohyb s Larmorovou frekvenc´ı. C´astice l´atky ovˇsem konaj´ı precesn´ı pohyb s r˚uznou f´az´ı – v kaˇzd´em ˇcasov´em okamˇzi- ku jsou transverz´aln´ı sloˇzky magnetick´ych moment˚u ˇc´astic orientov´any n´ahodnˇe a navz´ajem se vyruˇs´ı. Vektor magnetizace v transverz´aln´ım","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 76 smˇeru je v takov´em pˇr´ıpadˇe nulov´y (M xy = 0). Aplikace RF pulzu vy- vol´a v l´atce synchronizaci precesn´ıho pohybu vˇsech ˇc´astic, transverz´aln´ı sloˇzky magnetick´ych moment˚u ˇc´astic se sf´azuj´ı a vektor transverz´aln´ı magnetizace bude maxim´aln´ı (M xy → max). Pr´avˇe pˇr´ıˇcn´a sloˇzka vek- toru magnetizace je ta ˇc´ast magnetick´eho sign´alu tk´anˇe, kter´a nen´ı maskov´ana vnˇejˇs´ım magnetick´ym polem a je mˇeˇriteln´a. Vych´ylen´ı vektoru magnetizace m´a na svˇedom´ı magnetick´a sloˇzka RF 5 pulzu . P˚usob´ı-li magnetick´a sloˇzka RF pulzu (B ) v rovinˇe xy, dojde 1 k vych´ylen´ı vektoru magnetizace l´atky z osy z do roviny xy o jist´y ´uhel θ, kter´y je ´umˇern´y energii RF pulzu – tj. velikosti B a dobˇe trv´an´ı t pulzu: 1 t Z θ = γ B dt = γB t (3.12) 1 1 0 Obecnˇe lze aplikovat RF pulzy s r˚uzn´ymi ´uhly vych´ylen´ı, ale nejˇcastˇeji ◦ ◦ se pouˇz´ıvaj´ı pulzy 90 (M → M ) a 180 (M → −M ). Pˇr´ıklad excitace z z z xy je na obr´azku 3.10. Obr´azek 3.10: Vych´ylen´ı vektoru magnetizace (excitace) RF pulzem. 5 Elektromagnetick´e z´aˇren´ı je kombinac´ı pˇr´ıˇcn´eho magnetick´eho a elektrick´eho vlnˇen´ı. Sloˇzky vektoru indukce magnetick´eho pole B a vektoru intenzity elektrick´eho pole E jsou navz´ajem kolm´e a jsou kolm´e ke smˇeru ˇs´ıˇren´ı elektromagnetick´eho vlnˇen´ı.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 77 3.8 Deexcitace Po skonˇcen´ı RF pulzu se vych´ylen´y vektor magnetizace navrac´ı p˚usoben´ım relaxaˇcn´ıch mechanism˚u zpˇet do stavu termodynamick´e rovnov´ahy, tj. zpˇet do smˇeru vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole B (M → M ). N´avrat vektoru mag- 0 θ z netizace (tzv. relaxace) je prov´azen pˇreskokem ˇc´astic z vyˇsˇs´ı energetick´e hladiny do niˇzˇs´ı a vyz´aˇren´ım pˇrebyteˇcn´e energie (deexcitace) ve formˇe elek- tromagnetick´eho z´aˇren´ı, kter´e je detekov´ano jako uˇziteˇcn´y sign´al. Relaxaˇcn´ı mechanismy rozliˇsujeme dvoj´ıho typu podle druhu interakce magnetick´ych moment˚u ˇc´astic l´atky s okol´ım: • Spin-mˇr´ıˇzkov´a interakce: T1 relaxace, pod´eln´a relaxace • Spin-spinov´a interakce: T2 relaxace, pˇr´ıˇcn´a relaxace 3.8.1 Spin-mˇr´ıˇzkov´a interakce Je zp˚usobena interakc´ı magnetick´ych moment˚u ˇc´astic l´atky s magnetick´ym ˇsumem, kter´y je generov´an tepeln´ym pohybem okoln´ıch ˇc´astic. Je-li frek- vence ﬂuktuac´ı magnetick´eho ˇsumu bl´ızk´a Larmorovˇe frekvenci ˇc´astic l´atky, potom doch´az´ı ke zv´yˇsen´emu pˇrenosu energie ˇc´astic do okol´ı (do mˇr´ıˇzky). Spin-mˇr´ıˇzkov´a interakce zp˚usobuje n´avrat vych´ylen´ych magnetick´ych mo- ment˚u ˇc´astic l´atky zpˇet do smˇeru vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole B (do osy z) 0 a obnovuje longitudin´aln´ı sloˇzku vektoru magnetizace – viz obr´azek 3.11. Relaxace je oznaˇcov´ana jako pod´eln´a (longitudin´aln´ı) relaxace. Obr´azek 3.11: Pod´eln´a (longitudin´aln´ı) relaxace zp˚usobuje n´avrat vych´ylen´ych magne- tick´ych moment˚u (modr´a) ˇc´astic l´atky zpˇet do osy z a obnovuje longitudin´aln´ı sloˇzku vektoru magnetizace (ˇcerven´a).","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 78 Rychlost relaxace je pops´ana konstantou T1 (pod´eln´a relaxaˇcn´ı doba), kter´a je deﬁnov´ana jako doba potˇrebn´a k dosaˇzen´ı 63 % p˚uvodn´ı velikosti vektoru magnetizace v ose z: 0, 63 · M → T1 (viz obr´azek 3.12a). N´avrat z vektoru magnetizace lze matematicky popsat rovnic´ı: t M = M 0 1 − exp (3.13) z T1 ˇ Casov´a konstanta T1 je charakteristick´a pro r˚uzn´e tk´anˇe – z´avis´ı na velikosti jader, koncentraci jader, chemick´ych vazb´ach, teplotˇe, apod. J´adra vod´ıku pevnˇe v´azan´a v tukov´e tk´ani proto relaxuj´ı mnohem rychleji neˇz napˇr. slabˇe v´azan´e protony v mozkom´ıˇsn´ım moku. Konstanty T1 nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ı jsou uvedeny v tabulce 3.2. Obr´azek 3.12: (a) Exponenci´aln´ı pr˚ubˇeh longitudin´aln´ı relaxace s deﬁnovanou konstantou T1. (b) Exponenci´aln´ı pr˚ubˇeh transverz´aln´ı relaxace s deﬁnovanou konstantou T2. 3.8.2 Spin-spinov´a interakce Je zp˚usobena interakc´ı magnetick´ych moment˚u ˇc´astic l´atky s magnetick´ymi momenty okoln´ıch ˇc´astic (tzv. vnitˇrn´ı nehomogenity), odchylkami vnˇejˇs´ıho","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 79 6 magnetick´eho pole B (tzv. vnˇejˇs´ı nehomogenity) a nehomogenitami gra- 0 dientn´ıch magnetick´ych pol´ı o indukci G (viz kapitola 3.10). Samostatn´e p˚usoben´ı vnitˇrn´ıch nehomogenit vede k deﬁnici relaxace T2, spoleˇcn´ym p˚usoben´ım vnitˇrn´ıch a vnˇejˇs´ıch nehomogenit je deﬁnov´ana relaxace T2* (viz rovnice 3.15) a souˇcasn´ym p˚usoben´ım vnitˇrn´ıch nehomogenit, vnˇejˇs´ıch nehomogenit a nehomogenit gradientn´ıch magnetick´ych pol´ı vznik´a deﬁnice relaxace T2** (viz rovnice 3.16): 1 1 1 = + (3.15) T2 ∗ T2 T3 1 1 = (3.16) ∗ T2 ∗∗ T2 + γGR kde R je pr˚umˇer sn´ıman´eho objektu v centimetrech. Obr´azek 3.13: Pˇr´ıˇcn´a (transverz´aln´ı) relaxace zp˚usobuje ztr´atu souf´azovosti precesn´ıho pohybu magnetick´ych moment˚u (modr´a) ˇc´astic l´atky a vede k z´aniku transverz´aln´ı sloˇzky vektoru magnetizace v rovinˇe xy(ˇcerven´a). Jestliˇze pˇri aplikaci RF pulzu doch´az´ı k f´azov´emu sladˇen´ı precesn´ıho po- hybu ˇc´astic, potom spin-spinov´a interakce zp˚usobuje ztr´atu souf´azovosti pohybu ˇc´astic a vede k z´aniku transverz´aln´ı sloˇzky vektoru magnetizace v rovinˇe xy (M xy → 0) – viz obr´azek 3.13. Relaxace je oznaˇcov´ana jako pˇr´ıˇcn´a (transverz´aln´ı) relaxace. 6 Velikost pod´ılu vnˇejˇs´ıch nehomogenit (T3), zp˚usoben´ych odchylkami ∆B 0 vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole, na spin-spinov´e interakci lze pˇribliˇznˇe popsat rovnic´ı: ∼ T3 = γ ∆B 0 (3.14) π .","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 80 Tabulka 3.2: Relaxaˇcn´ı ˇcasy T1 a T2 nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ı pro B 0 = 1, 5 T. Zdroj: https://en.wikipedia.org/wiki/Relaxation_(NMR). Tk´aˇn T1 (ms) T2 (ms) Tuk 240-250 60-80 Krev (deoxygenovan´a) 1350 50 Krev (oxygenovan´a) 1350 200 Mozkom´ıˇsn´ı tekutina (podobn´e ˇcist´e vodˇe) 4200-4500 2100-2300 ˇ 920 100 Sed´a hmota mozku B´ıl´a hmota mozku 780 90 J´atra 490 40 Ledviny 650 60-75 Svaly 860-900 50 Rychlost relaxace je pops´ana konstantou T2 (pˇr´ıˇcn´a relaxaˇcn´ı doba), kter´a je deﬁnov´ana jako doba potˇrebn´a k dosaˇzen´ı 37 % p˚uvodn´ı velikosti vektoru magnetizace v rovinˇe xy: 0, 37 · M xy → T2 (viz obr´azek 3.12b). Z´anik vektoru transverz´aln´ı magnetizace lze matematicky popsat rovnic´ı: t M xy = M exp − (3.17) 0 T2 ˇ Casov´a konstanta T2 je opˇet charakteristick´a pro r˚uzn´e tk´anˇe a je typicky asi 2 aˇz 10× kratˇs´ı neˇz konstanta T1. Konstanty T2 nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ı jsou uvedeny v tabulce 3.2. 3.8.3 Celkov´a relaxace Celkov´a relaxace nast´av´a souˇcasn´ymp˚usoben´ım T1 i T2 relaxace. Nejdˇr´ıve se uplatn´ı T2 relaxace (M xy → 0) a teprve se zpoˇzdˇen´ım i relaxace T1 (M → M ), protoˇze ztr´ata souf´azovosti precesn´ıho pohybu ˇc´astic prob´ıh´a θ z rychleji neˇz pˇreklopen´ı magnetick´ych moment˚u do osy z. Uplatˇnuj´ı-li se pˇri T2 relaxaci nav´ıc nehomogenity vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole (relaxace T2*) a nehomogenity gradientn´ıch magnetick´ych pol´ı (T2**), potom je ztr´ata souf´azovosti jeˇstˇe rychlejˇs´ı. ∗ T2 ∗∗ ≤ T2 ≤ T2 ≤ T1 (3.18)","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 81 (a) (b) Obr´azek 3.14: (a) Relaxaˇcn´ı ˇcasy T1 a (b) relaxaˇcn´ı ˇcasy T2 tukov´e tk´anˇe, ˇsed´e hmoty mozku a mozkom´ıˇsn´ıho moku. Zat´ımco relaxaˇcn´ı ˇcasy T1 tˇechto tˇr´ı tk´an´ı jsou znaˇcnˇe odliˇsn´e, pˇri zobrazen´ı T2 relaxaˇcn´ıho ˇcasu nen´ı v MRI obraze moˇzn´e rozliˇsit sign´aly od tu- kov´e tk´anˇe a ˇsed´e hmoty mozku, protoˇze obˇe tk´anˇe maj´ı t´emˇeˇr shodn´e T2 ˇcasy. Vˇsechny vlivy, kter´e zp˚usobuj´ı T1 relaxaci, zp˚usobuj´ı z´aroveˇn tak´e T2 rela- xaci. Naopak T2 relaxace se m˚uˇze projevit zcela samostatnˇe, aniˇz by muselo doj´ıt k T1 relaxaci. 3.8.4 Relaxaˇcn´ı ˇcasy biologick´ych tk´an´ı Velikost relaxaˇcn´ıch ˇcas˚u T1 a T2 vod´ıkov´ych jader v biologick´ych tk´an´ıch (viz tabulka 3.2) ovlivˇnuje ˇrada faktor˚u: velikost molekul, typ chemick´ych vazeb, teplota, koncentrace jader, aj. V lidsk´em tˇele rozliˇsujeme nˇekolik z´akladn´ıch stavebn´ıch sloˇzek, kter´e vykazuj´ı v´yraznˇe odliˇsn´e T1 a T2 re- laxaˇcn´ı ˇcasy. Jedn´a se pˇredevˇs´ım o vodu, tuky, b´ılkoviny a mˇekk´e tk´anˇe. Vod´ıkov´a j´adra pevnˇe v´azan´a v tukov´e tk´ani nebo hydrataˇcn´ım obalu 7 b´ılkovin ztr´acej´ı volnost sv´eho pohybu a jejich term´aln´ı frekvence je bl´ızk´a ´ rezonanˇcn´ı Larmorovˇe frekvenci tˇechto jader. Uˇcinnost pˇrenosu energie z vod´ıkov´ych jader do okoln´ı mˇr´ıˇzky je tedy velk´a, a relaxaˇcn´ı doba T1 tuk˚u a b´ılkovin je proto velmi kr´atk´a. D´ıky vˇetˇs´ı volnosti pohybu v mo- lekul´ach voln´e vody maj´ı vod´ıkov´a j´adra vyˇsˇs´ı term´aln´ı frekvenci, neˇz je 7 Term´aln´ı frekvence = frekvence tepeln´eho pohybu, rotace a vibrace ˇc´astic.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 82 ´ frekvence Larmorova. Uˇcinnost pˇrenosu energie je sn´ıˇzen´a a konstanta T1 voln´e vody je d´ıky tomu pomˇernˇe dlouh´a. Pevn´a struktura mˇekk´ych tk´an´ı a z´aroveˇn jist´a volnost pohybu vod´ıkov´ych jader v tˇechto tk´an´ıch zp˚usobuje, ˇze maj´ı vod´ıkov´a j´adra v´azan´a v mˇekk´ych tk´an´ıch kratˇs´ı ˇcas T1 relaxace, neˇz vod´ıkov´a j´adra v´azan´a v molekul´ach voln´e vody, ale delˇs´ı ˇcas T1 relaxace, neˇz vod´ıkov´a j´adra v´azan´a v tukov´e tk´ani. Vlivem velk´ych vzd´alenost´ı molekul ve struktuˇre voln´e vody doch´az´ı pouze k mal´emu poˇctu spin-spinov´ych interakc´ı mezi vod´ıkov´ymi j´adry, coˇz se projevuje velmi dlouh´ym ˇcasem T2 relaxace. Ve struktuˇre mˇekk´ych tk´an´ı jsou naopak vz´ajemn´e vzd´alenosti molekul velmi mal´e, poˇcet spin-spinov´ych interakc´ı mezi vod´ıkov´ymi j´adry je velk´y, a ˇcas T2 relaxace je v´yraznˇe kratˇs´ı, neˇz ˇcas T2 relaxace vod´ıkov´ych jader ve struktuˇre voln´e vody. Struktura tukov´e tk´anˇe a b´ılkovin potom zp˚usobuje menˇs´ı rozf´azov´an´ı precesn´ıho po- hybu vod´ıkov´ych jader, nˇeˇz struktura mˇekk´e tk´anˇe, ale vˇetˇs´ı rozf´azov´an´ı ˇ precesn´ıho pohybu, neˇz struktura voln´e vody. Casov´a konstanta T2 tuku a b´ılkovin proto nab´yv´a hodnoty nˇekde mezi hodnotou T2 mˇekk´ych tk´an´ı, a hodnotou T2 voln´e vody. 3.8.5 Kontrastn´ı l´atky Pod´ıv´ame-li se na hodnoty a grafy relaxaˇcn´ıch ˇcas˚u T1 a T2 nˇekter´ych tk´an´ı (viz tabulka 3.2 a obr´azek 3.14), potom je jasn´e, ˇze dvˇe odliˇsn´e tk´anˇe mohou m´ıt stejn´e relaxaˇcn´ı konstanty. Obˇe tk´anˇe potom pˇri zobrazen´ı poskytuj´ı stejn´y sign´al a ve v´ysledn´em obraze je nen´ı moˇzn´e rozliˇsit. Aplikujeme-li do tˇela pacienta vhodn´e MRI kontrastn´ı l´atky, lze s je- jich pomoc´ı zes´ılit sign´al od urˇcit´ych tk´an´ı (napˇr. n´adory, hematomy, apod.), viz obr´azek 3.15. Jedn´a se zejm´ena o nˇekter´e paramagnetick´e l´atky: nejˇcastˇeji slouˇceniny gadolinia (Gd), manganu (Mn) nebo ˇzeleza (Fe). 3 8 D´ale lze pouˇz´ıt vodu nebo polarizovan´e plyny (napˇr. helium He, xenon 129 Xe). Slouˇceniny kov˚u se pro aplikaci chemicky v´aˇzou k vhodn´ym l´atk´am 8 Polarizovan´e plyny jsou plyny, jejichˇz molekuly jsou v pˇr´ıtomnosti par alkalick´ych kov˚u polarizov´any magnetick´ym polem (magnetick´e momenty atom˚u plynu se zorientuj´ı ve smˇeru nebo proti smˇeru vektoru indukce magnetick´eho pole). Atomy alkalick´ych kov˚u, excitovan´e laserov´ym z´aˇren´ım do vyˇsˇs´ıho energe- tick´eho stavu, interaguj´ı s atomy plynu, pˇred´avaj´ı jim energii a excituj´ı je. Polarizace plynu je udrˇzov´ana uchov´an´ım plynu v z´asobn´ıc´ıch s permanentn´ım magnetick´ym polem pˇri teplotˇe kapaln´eho dus´ıku. Polari- zovan´e plyny nesm´ı pˇrij´ıt do styku s kovov´ymi materi´aly, kter´e ruˇs´ı ´uˇcinek polarizace. Polarizovan´e plyny se nejˇcastˇeji pouˇz´ıvaj´ı jako kontrastn´ı l´atky pro zobrazen´ı plic.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 83 (nosiˇc˚um), napˇr. DTPA – diethyl´en-triamino-penta-octov´e kyselinˇe, kter´e jsou speciﬁcky vychyt´av´any pouze urˇcit´ymi tk´anˇemi. Oproti zobrazovan´e tk´ani maj´ı kontrastn´ı l´atky znaˇcnˇe odliˇsnou Larmorovu frekvenci, a proto ovlivˇnuj´ı relaxaˇcn´ı mechanismy a pozmˇeˇnuj´ı relaxaˇcn´ı ˇcasy T1 a T2 tk´anˇe. Ovlivnˇen´ı relaxaˇcn´ıho ˇcasu T1 kontrastn´ımi l´atkami b´yv´a mnohem vˇetˇs´ı (cca o des´ıtky %), neˇz ovlivnˇen´ı relaxaˇcn´ıho ˇcasu T2 (cca o jednotky %). Obr´azek 3.15: T1 obraz mozku s hematomem po mozkov´e mrtvice, zv´yraznˇen´y po aplikaci MRI kontrastn´ı l´atky. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Bluthirnschranke nach Infarkt nativ und KM.png. 3.9 Detekce sign´alu Po aplikaci vhodn´eho RF pulzu (viz kapitola 3.7) je vektor magnetizace vych´ylen o jist´y ´uhel θ z osy z do roviny xy. Transverz´aln´ı sloˇzka vektoru magnetizace (M ) se st´av´a nenulovou a nen´ı maskov´ana vnˇejˇs´ım magne- xy tick´ym polem, jehoˇz vektor indukce m´a smˇer osy z. Um´ıst´ıme-li do ro- viny xy pˇrij´ımac´ı c´ıvku, potom se v n´ı zaˇcne po skonˇcen´ı RF pulzu vlivem precesn´ıho pohybu vektoru magnetizace M xy generovat magnetoelektrickou indukc´ı stˇr´ıdav´y proud s Larmorovou frekvenc´ı f . Detekovan´y sign´al se pak 0 oznaˇcuje jako volnˇe indukovan´y sign´al FID (z angl. Free Induction Decay).","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 84 (a) (b) Obr´azek 3.16: (a) Um´ıst´ıme-li do roviny xy pˇrij´ımac´ı c´ıvku, potom se v n´ı zaˇcne po skonˇcen´ı RF pulzu vlivem precesn´ıho pohybu vektoru magnetizace M xy generovat magnetoelektric- kou indukc´ı stˇr´ıdav´y proud s Larmorovou frekvenc´ı f 0 . (b) Volnˇe indukovan´y sign´al (FID) je sloˇzen´y ze dvou komponent. Velikost indukovan´eho proudu v c´ıvce je ´umˇern´a velikosti vektoru trans- verz´aln´ı magnetizace M . Indukovan´y FID sign´al je tedy maxim´aln´ı ihned xy po skonˇcen´ı RF pulzu a pot´e exponenci´alnˇe kles´a v d˚usledku pˇr´ıˇcn´e re- laxace T2* (ztr´ata souf´azovosti precesn´ıho pohybu ˇc´astic l´atky a z´anik transverz´aln´ı sloˇzky vektoru magnetizace M ). Volnˇe indukovan´y sign´al xy (FID) je sloˇzen´y ze dvou komponent (viz obr´azek 3.16): • Harmonick´y sign´al (sinus nebo kosinus) s Larmorovou frekvenc´ı f 0 • Exponenci´aln´ı ´utlum sign´alu zp˚usoben´y spin-spinovou relaxac´ı T2* Matematicky lze FID sign´al popsat rovnic´ı: t |FID| ≈ M (t) = M xy · exp − cos (ω t) (3.19) 0 xy T2∗ V kapitole 3.4.2 bylo uvedeno, ˇze Larmorova frekvence precesn´ıho pohybu ˇc´astic l´atky (rovnice 3.6) z´avis´ı nejen na velikosti vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole B , ale hlavnˇe tak´e na magnetick´ych vlastnostech ˇc´astic (gyromag- 0 netick´a konstanta γ). R˚uzn´e ˇc´astice proto v magnetick´em poli konaj´ı pre- cesn´ı pohyb s r˚uznou Larmorovou frekvenc´ı a produkuj´ı odliˇsn´e FID sign´aly. Chceme-li ze sloˇzit´eho FID sign´alu (viz obr´azek 3.16b) urˇcit frekvence, kter´e","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 85 jsou v nˇem obsaˇzeny, lze na sign´al pouˇz´ıt Fourierovu transformaci. Fourie- rova transformace vytvoˇr´ı z ˇcasovˇe z´avisl´eho FID sign´alu jeho frekvenˇcn´ı spektrum, kter´e je reprezentov´ano p´ıky na frekvenc´ıch obsaˇzen´ych v sign´alu. Tyto frekvence odpov´ıdaj´ı Larmorovˇe frekvenci precesn´ıho pohybu vˇsech ˇc´astic, kter´e vyprodukovaly FID sign´al. Z frekvence a amplitudy p´ık˚u lze urˇcit typ a ˇcetnost jednotliv´ych ˇc´astic v zobrazovan´e sc´enˇe. Uk´azka dvou r˚uzn´ych FID sign´al˚u a jejich Fourierovy transformace je na obr´azku 3.17. Obr´azek 3.17: Uk´azka dvou FID sign´al˚u s frekvenc´ı 10 Hz a 30 Hz (vlevo) a jejich frekvenˇcn´ı spektra po Fourierovˇe transformaci (vpravo). Ve frekvenˇcn´ım spektru sign´al˚u nalezneme p´ıky na tˇech frekvenc´ıch, kter´e jsou obsaˇzeny ve FID sign´alu. 3.10 Poziˇcn´ı k´odov´an´ı K rekonstrukci MRI obrazu samotn´e mˇeˇren´ı FID sign´alu nestaˇc´ı, protoˇze nen´ı zn´ama pˇresn´a pozice ve sc´enˇe, kde sign´al vznikl a odkud byl vyz´aˇren. K urˇcen´ı pˇresn´e pozice zdroje sign´alu slouˇz´ı poziˇcn´ı k´odov´an´ı. Je realizov´ano tˇremi pˇr´ıdavn´ymi gradientn´ımi c´ıvkami, kter´e generuj´ı gradientn´ı magne- tick´a pole G , G a G v os´ach x, y a z. Magnetick´e gradienty se superponuj´ı z x y","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 86 pˇres hlavn´ı magnetick´e pole B a ˇr´ızenˇe naruˇsuj´ı jeho homogenitu s c´ılem 0 zak´odovat pozici. Gradient G slouˇz´ı k v´ybˇeru tomoroviny a gradienty G x z 9 a G urˇcuj´ı pozici voxelu ve zvolen´e tomorovinˇe – viz obr´azek 3.21a. Souˇcet y vˇsech tˇr´ı gradientn´ıch pol´ı je pops´an rovnic´ı: q 2 2 G = G + G + G 2 (3.20) x y z Obr´azek 3.18: Zmˇena magnetick´eho pole B 0 vlivem gradientn´ıho pole G z ovlivˇnuje Larmo- rovu frekvenci precesn´ıho pohybu ˇc´astic. V kaˇzd´e tomorovinˇe konaj´ı stejn´e ˇc´astice precesn´ı pohyb s pozmˇenˇenou Larmorovou frekvenc´ı, podle velikosti gradientn´ıho pole. Pˇri aplikaci RF pulzu o pˇr´ısluˇsn´e frekvenci potom mohou rezonovat pouze ˇc´astice v m´ıstˇe s odpov´ıdaj´ıc´ı velikost´ı magnetick´eho pole B 0 + G z (zvolen´a tomorovina). 3.10.1 Gradient G (v´ybˇer tomoroviny) z K´odov´an´ı pozice ve smˇeru osy z a v´ybˇer tomoroviny lze prov´est zmˇenou gra- dientn´ıho magnetick´eho pole G p˚usob´ıc´ıho ve smˇeru vnˇejˇs´ıho magnetick´eho z pole B . Zmˇena magnetick´eho pole B vlivem gradientn´ıho pole G ovlivˇnuje 0 z 0 Larmorovu frekvenci precesn´ıho pohybu ˇc´astic (rovnice 3.6). V kaˇzd´e tomo- rovinˇe konaj´ı ˇc´astice precesn´ı pohyb s pozmˇenˇenou Larmorovou frekvenc´ı, 9 Voxel = Objemov´y element (z angl. Volumetric Pixel)","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 87 podle velikosti gradientn´ıho pole. Pˇri aplikaci RF pulzu o pˇr´ısluˇsn´e frek- venci potom mohou rezonovat pouze ˇc´astice v m´ıstˇe s odpov´ıdaj´ıc´ı velikost´ı ˇ magnetick´eho pole B + G (zvolen´a tomorovina) – obr´azek 3.18. S´ıˇrka to- z 0 moroviny ∆z je ´umˇern´a velikosti gradientu G a frekvenˇcn´ı ˇs´ıˇrce p´asma z excitaˇcn´ıho RF pulzu ∆ω, kter´a souvis´ı s d´elkou jeho trv´an´ı: ∆ω ∆z = (3.21) γG z 3.10.2 Gradient G (f´azov´e k´odov´an´ı) y Pokud ke gradientu G pˇrid´ame na kr´atk´y okamˇzik druh´y gradient G , bu- z y dou ˇc´astice na pozic´ıch s vyˇsˇs´ı hodnotou G konat precesn´ı pohyb s vyˇsˇs´ı y Larmorovou frekvenc´ı neˇz j´adra na pozic´ıch s niˇzˇs´ı hodnotou G . Po vypnut´ı y gradientu G se Larmorova frekvence precesn´ıho pohybu ˇc´astic opˇet sjed- y not´ı, ale f´aze precese ˇc´astic z˚ustane rozd´ıln´a (viz obr´azek 3.19). Kodov´an´ı pozice ve smˇeru osy y se oznaˇcuje jako f´azov´e k´odov´an´ı. ˇ Obr´azek 3.19: C´astice na pozic´ıch s vyˇsˇs´ı hodnotou G y preceduj´ı s vyˇsˇs´ı Larmorovou frek- venc´ı neˇz j´adra na pozic´ıch s niˇzˇs´ı hodnotou G y . Po vypnut´ı gradientu G y se Larmorova frekvence precesn´ıho pohybu ˇc´astic opˇet sjednot´ı, ale f´aze precese ˇc´astic z˚ustane rozd´ıln´a. 3.10.3 Gradient G (frekvenˇcn´ı k´odov´an´ı) x K´odov´an´ı pozice ve smˇeru osy x zajist´ıme pˇrid´an´ım tˇret´ıho gradientn´ıho pole G . Zat´ımco po aplikaci gradientu G jsme dos´ahli f´azov´e zmˇeny x y","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 88 preceduj´ıc´ıch ˇc´astic, aplikac´ı gradientu G se zmˇen´ı Larmorovy frekvence x precesn´ıho pohybu ˇc´astic na r˚uzn´ych pozic´ıch ve smˇeru osy x (viz obr´azek 3.20). Kodov´an´ı pozice ve smˇeru osy x se oznaˇcuje jako frekvenˇcn´ı k´odov´an´ı. Obr´azek 3.20: Aplikac´ı gradientu G x dos´ahneme zmˇeny Larmorovy frekvence precesn´ıho pohybu ˇc´astic na r˚uzn´ych pozic´ıch ve smˇeru osy x. 3.10.4 Souˇcasn´a aplikace gradient˚u G , G a G z y x Souˇcasnou aplikac´ı vˇsech tˇr´ı gradientn´ıch pol´ı G , G a G jiˇz zn´ame x z y konkr´etn´ı pozici ve sc´enˇe (voxel), ze kter´e pˇrich´az´ı mˇeˇren´y sign´al. Pozice kaˇzd´eho voxelu [x, y, z] je charakterizov´ana f´az´ı a frekvenc´ı precesn´ıho po- hybu ˇc´astic. Obraz tomovrstvy G z´ısk´av´ame v podobˇe dvourozmˇern´e ma- z tice hodnot (tzv. k-prostor), kde G tvoˇr´ı ˇr´adky se stejnou f´az´ı a G sloupce y x se stejnou frekvenc´ı (viz obr´azek 3.21b). V´ybˇer jin´e tomovrstvy lze prov´est bud ’ zmˇenou frekvence excitaˇcn´ıho RF pulzu nebo zmˇenou polohy pr˚useˇc´ıku gradientu ±G s vnˇejˇs´ım magnetick´ym polem B . 0 z 3.11 Rekonstrukce obrazu C´ılem rekonstrukce obrazu je z namˇeˇren´ych sign´al˚u vytvoˇrit v´ysledn´y MRI obraz. Pouˇz´ıt lze obecnˇe dvˇe rekonstrukˇcn´ı metody: • Projekˇcnˇe rekonstrukˇcn´ı metoda: Vych´az´ı z principu CT rekonstrukce obrazu a vyuˇz´ıv´a Radonovy transformace a algoritm˚u ﬁltrovan´e zpˇetn´e","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 89 (a) (b) Obr´azek 3.21: (a) Objemov´y element sc´eny (voxel) je k´odov´an tˇremi gradienty: gradient G z slouˇz´ı k v´ybˇeru tomoroviny a gradienty G x a G y urˇcuj´ı pozici voxelu ve zvolen´e tomorovinˇe. (b) Obraz tomovrstvy G z z´ısk´av´ame v podobˇe dvourozmˇern´e matice hodnot, kde G y tvoˇr´ı ˇr´adky se stejnou f´az´ı a G x sloupce se stejnou frekvenc´ı. projekce. Vzhledem k velk´e ˇcasov´e n´aroˇcnosti a nˇekter´ym dalˇs´ım ne- gativn´ım aspekt˚um se vˇsak u souˇcasn´ych MRI syst´em˚u nepouˇz´ıv´a. • Fourierova rekonstrukˇcn´ı metoda: Vych´az´ı z myˇslenky k´odov´an´ı pozice pomoc´ı frekvence a f´aze. V´yhodou metody je mal´a citlivost na neho- mogenity magnetick´eho pole B i gradientn´ıch pol´ı G , G a G . y x 0 z 3.11.1 Fourierova rekonstrukˇcn´ı metoda Fourierova rekonstrukce obrazu prob´ıh´a v nˇekolika kroc´ıch: 1. V´ybˇer tomoroviny: Gradientem G se excituje poˇzadovan´a tomorovina. z Vˇsechna j´adra v tomorovinˇe budou konat precesn´ı pohyb se stejnou frekvenc´ı i f´az´ı (viz kapitola 3.10.1). 2. F´azov´e k´odov´an´ı: Aplikac´ı gradientu G se provede c´ılen´a zmˇena Lar- y morovy frekvence precesn´ıho pohybu ˇc´astic ve smˇeru osy y. Po skonˇcen´ı","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 90 gradientu se frekvence precese ˇc´astic sjednot´ı, ale v z´avislosti na veli- kosti gradientu G a d´elce jeho trv´an´ı t budou ˇc´astice konat precesn´ı y y pohyb s r˚uznou f´az´ı pod´el smˇeru osy y (v´ybˇer ˇr´adk˚u) – kapitola 3.10.2. 3. Frekvenˇcn´ı k´odov´an´ı: Aplikac´ı gradientu G dojde ke zmˇenˇe Larmorovy x ˇ frekvence precese ˇc´astic pod´el smˇeru osy x (v´ybˇer sloupc˚u). C´astice v kaˇzd´em sloupci konaj´ı precesn´ı pohyb s r˚uznou Larmorovou frek- venc´ı (viz kapitola 3.10.3). Bˇehem doby trv´an´ı gradientn´ıho pole G x se pˇrij´ımac´ı c´ıvkou detekuje vyzaˇrovan´y FID sign´al. Je z´ısk´an jeden ˇr´adek matice dat, kter´y je vzorkov´an po sloupc´ıch. Gradient G je x tak´e oznaˇcov´an jako ˇctec´ı“ gradient. ” 4. Po uplynut´ı tzv. repetiˇcn´ı doby (TR) se cel´a excitaˇcn´ı sekvence (kroky 1 aˇz 3) opakuje tolikr´at, kolik je potˇreba z´ıskat ˇr´adk˚u datov´e matice. Parametry excitace G a G z˚ust´avaj´ı stejn´e, ale pˇri kaˇzd´em opakov´an´ı x z se zmˇen´ı velikost gradientu G , kter´y ovlivˇnuje f´azi precesn´ıho pohybu y ˇc´astic. V´ysledkem jsou dalˇs´ı mˇeˇren´e a navzorkovan´e ˇr´adky matice dat. Zmˇenu gradientu G lze prov´est zmˇenou velikosti gradientu o ∆G nebo y y zmˇenou d´elky jeho trv´an´ı o ∆t . V praxi se pouˇz´ıv´a zmˇena o ∆G . y y Typick´e MRI obrazy maj´ı asi 512 aˇz 1024 ˇr´adk˚u, proto je pˇri sn´ım´an´ı jedn´e tomoroviny nutn´e prov´est 512 aˇz 1024 zmˇen G . y 5. Rekonstrukce obrazu: Z namˇeˇren´e matice dat se inverzn´ı dvourozmˇernou −1 Fourierovou transformac´ı (2DFT ) z´ısk´a z kaˇzd´eho voxelu velikost sign´alu, kter´a urˇcuje jas kaˇzd´eho pixelu ve v´ysledn´em MRI obraze. 3.12 V´ahov´an´ı obrazu Charakteristiku v´ysledn´eho MRI obrazu urˇcuje volba bud´ıc´ı sekvence. Obec- nˇe se nepouˇz´ıvaj´ı jednotliv´e bud´ıc´ı RF pulzy, ale periodicky se opakuj´ıc´ı pulzn´ı sekvence tvoˇren´e v´ıce r˚uzn´ymi RF pulzy. Kaˇzd´a sekvence m´a svoje v´yhody i nev´yhody a jejich pouˇzit´ı je v´ıcem´enˇe speciﬁck´e pro kaˇzd´y typ MRI vyˇsetˇren´ı. Vhodnou volbou skladby budic´ıch RF pulz˚u a magnetick´ych gradient˚u, jejich opakov´an´ım a ˇcasov´an´ım lze detekovan´y sign´al tzv. v´ahovat poˇzadovan´ym parametrem, kter´ym m˚uˇze b´yt:","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 91 • Hustota protonov´ych jader (PD) • Relaxaˇcn´ı doba T1 nebo T2 • Pr˚utok jader (napˇr. MR angiograﬁe) • Okysliˇcen´ı tk´anˇe (napˇr. funkˇcn´ı MRI) • Difuze jader Kaˇzd´e v´ahov´an´ı obrazu je vhodn´e pro jin´e zobrazen´ı. Napˇr. obraz T1 poskytuje vysok´y kontrast (siln´y sign´al) tk´aˇnov´eho parenchymu a tuku, zat´ımco tekutiny jsou bez kontrastu. Obraz T2 zobrazuje vysok´y kontrast tekutin a slab´y kontrast mˇekk´ych tk´an´ı a tuku. Obraz PD (Proton Density) potom poskytuje podobn´y kontrast pro tekutiny, mˇekk´e tk´anˇe i tuk. Obecnˇe lze ˇr´ıci, ˇze obraz T1 je vhodn´y pro zobrazen´ı anatomie, zat´ımco obrazy T2 a PD jsou uˇziteˇcnˇejˇs´ı pro zobrazen´ı funkce a patologi´ı. Obr´azek 3.22: MRA obraz mozku (Willis˚uv okruh). Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Mra-mip.jpg. 3.13 MR angiograﬁe (MRA) Zobrazovan´ym parametrem v MRI m˚uˇze b´yt mimo hustoty jader a re- laxaˇcn´ıch ˇcas˚u T1 a T2 tak´e pr˚utok excitovan´ych jader. Pohybu jader pak","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 92 vyuˇz´ıv´a MR angiograﬁe (MRA), metoda zobrazuj´ıc´ı pr˚utok krve c´evami nebo tok mozkom´ıˇsn´ıho moku. Uk´azka MRA sn´ımku je na obr´azku 3.22. K zobrazen´ı pr˚utoku jader MR angiograﬁ´ı lze vyuˇz´ıt nˇekolika metod: • S vyuˇzit´ım kontrastn´ıch l´atek – CE MRA (Contrast Enhanced) • Bez kontrastn´ıch l´atek – TOF MRA (Time of Flight) – PC MRA (Phase Contrast) 3.13.1 MRA s vyuˇzit´ım kontrastn´ıch l´atek Technika CE MRA vyuˇz´ıv´a k zobrazen´ı pr˚utoku jader kontrastn´ı l´atky. Metoda dok´aˇze odliˇsit arteri´aln´ı f´azi (plnˇen´ı tepen krv´ı) od f´aze ven´ozn´ı (plnˇen´ı ˇzil krv´ı). Nejprve je poˇr´ızen srovn´avac´ı obraz bez kontrastu, pot´e sn´ımek v okamˇziku, kdy je kontrastn´ı l´atka pˇr´ıtomna v tepn´ach a nakonec je poˇr´ızen obraz po pˇrestupu kontrastn´ı l´atky do ˇziln´ıho syst´emu. MRA obraz je vypoˇcten jako rozd´ıl mezi sn´ımkem bez kontrastu a sn´ımky s kontrastn´ı l´atkou v tepn´ach/ˇzil´ach. Pouˇz´ıvaj´ı se kontrastn´ı l´atky na b´azi slouˇcenin kov˚u (viz kapitola 3.8.5). 3.13.2 MRA bez kontrastn´ıch l´atek Metody MRA bez pouˇzit´ı kontrastn´ı l´atky jsou zaloˇzeny na zmˇen´ach f´aze precesn´ıho pohybu ˇc´astic a velikosti vektoru magnetizace v pˇr´ıtomnosti gra- dientn´ıho magnetick´eho pole. Zmˇena f´aze ∆φ precese je ´umˇern´a rychlosti pohybu ˇc´astic v, druh´e mocninˇe doby trv´an´ı t gradientn´ıho pole a velikosti G gradientn´ıho pole G: 2 ∆φ = vt G (3.22) G F´azov´e zmˇeny se pak v MRA obraze projevuj´ı bud ’ ztr´atou sign´alu (po- kles jasu) nebo ziskem sign´alu (zv´yˇsen´ı jasu). Projevuj´ı se tedy podobnˇe jako kontrastn´ı l´atky. Ztr´aty sign´alu vyuˇz´ıv´a metoda PC MRA (Phase Contrast), zisku sign´alu vyuˇz´ıv´a metoda TOF MRA (Time Of Flight):","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 93 Obr´azek 3.23: Phase Contrast MRA: Excitovan´e ˇc´astice stacion´arn´ıch tk´an´ı poskytuj´ı pˇri detekci siln´y sign´al. Vybuzen´e ˇc´astice krevn´ıho toku ovˇsem opouˇstˇej´ı sn´ımanou sc´enu dˇr´ıve, neˇz je sign´al zaznamen´an, a na sn´ımku se nezobraz´ı. • Phase Contrast MRA: Pokud zobrazovanou oblast vybud´ıme RF pul- zem, potom excitovan´e ˇc´astice stacion´arn´ıch tk´an´ı poskytuj´ı pˇri de- tekci siln´y sign´al. Vybuzen´e ˇc´astice krevn´ıho toku ovˇsem opouˇstˇej´ı sn´ımanou sc´enu dˇr´ıve, neˇz je vygeneruj´ı sign´al, a na sn´ımku se ne- zobraz´ı (viz obr´azek 3.23). Ztr´ata sign´alu je typick´a pouze pro vysok´e rychlosti toku, pˇri n´ızk´ych rychlostech ke ztr´atˇe sign´alu nedoch´az´ı. K vymizen´ı sign´alu ovˇsem m˚uˇze doch´azet tak´e pˇri rozf´azov´an´ı pre- cesn´ıho pohybu ˇc´astic napˇr. pˇri turbulentn´ım proudˇen´ı (opaˇcn´e f´aze se navz´ajem vyruˇs´ı), kter´e se objevuje pˇri vysok´ych rychlostech toku. V´ysledn´y MRA obraz je vypoˇcten z rozd´ıl˚u mezi obrazy nasn´ıman´ymi pˇred a po aplikaci magnetick´eho gradientu. • Time Of Flight MRA: Pokud zobrazovanou oblast vybud´ıme nˇekolika rychle po sobˇe jdouc´ımi RF pulzy, potom se ˇc´astice stacion´arn´ı tk´anˇe excituj´ı prvn´ım RF pulzem, do pˇr´ıchodu n´asleduj´ıc´ıho RF pulzu nestaˇc´ı plnˇe relaxovat, aby mohla b´yt nov´ym pulzem vybuzena, a posky- ˇ tuj´ı proto pouze slab´y sign´al. C´astice krevn´ıho toku, kter´e vt´ekaj´ı novˇe do sn´ıman´e sc´eny naopak nebyly prvn´ım RF pulzem excitov´any, ale n´asleduj´ıc´ım RF pulzem jsou vybuzeny a poskytuj´ı siln´y sign´al","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 94 (viz obr´azek 3.24). Zisk sign´alu, tzv. efektem vtoku, se obvykle proje- vuje pouze v prvn´ı vrstvˇe, do kter´e vstupuje krevn´ı tok. Pomal´e toky zpravidla nelze zobrazit. Nev´yhodou je tak´e pokles sign´alu v n´asle- duj´ıc´ıch tomovrstv´ach, do kter´ych vt´ek´a krev (napˇr. pˇri sn´ım´an´ı 3D obrazu), protoˇze ˇc´astice krevn´ıho toku nestaˇc´ı relaxovat. ˇ Obr´azek 3.24: Time Of Flight MRA: C´astice stacion´arn´ı tk´anˇe jsou excitov´any prvn´ım RF pulzem, do pˇr´ıchodu n´asleduj´ıc´ıho RF pulzu nestaˇc´ı plnˇe relaxovat, aby mohly b´yt nov´ym ˇ pulzem vybuzeny, a poskytuj´ı pouze slab´y sign´al. C´astice krevn´ıho toku, kter´e vt´ekaj´ı novˇe do sn´ıman´e sc´eny nebyly prvn´ım RF pulzem excitov´any, ale n´asleduj´ıc´ım RF pulzem jsou vybuzeny a poskytuj´ı siln´y sign´al. 3.14 Funkˇcn´ı MRI (fMRI) Funkˇcn´ı magnetick´a rezonance je metoda uplatˇnuj´ıc´ı se zejm´ena v neurolo- gii, kter´a slouˇz´ı k funkˇcn´ımu zobrazen´ı mozkov´e aktivity. Podstatou metody je zmˇena prokrven´ı a objemu krve v aktivn´ı oblasti mozkov´e k˚ury (perfuzn´ı fMRI) nebo zmˇena mezi pomˇerem okysliˇcen´e a neokysliˇcen´e formy hemo- globinu (BOLD fMRI – blood oxygen level-dependent). Neokysliˇcen´a forma hemoglobinu m´a paramagnetick´e vlastnosti a chov´a se jako pˇrirozen´a MR kontrastn´ı l´atka, kter´a zkracuje relaxaˇcn´ı ˇcas T2*. Aktivn´ı oblast mozku,","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 95 kter´a spotˇrebov´av´a v´ıce kysl´ıku, potom poskytuje silnˇejˇs´ı sign´al neˇz okol´ı. Pˇri fMRI vyˇsetˇren´ı se opakovan´ym skenov´an´ım z´ısk´avaj´ı obrazy cel´eho ob- jemu mozku v klidu i pˇri aktivn´ım ˇreˇsen´ı ´ukol˚u (reakce na podnˇet, pohyb konˇcetin, tvorba slov, atd.). Zmˇeny mozkov´e aktivity jsou mˇeˇreny z rozd´ılu dvojic obraz˚u poˇr´ızen´ych v klidu a pˇri mozkov´e ˇcinnosti. 3.15 Difuzn´ı MRI Difuzn´ı MRI zobrazuje zmˇeny sign´alu zp˚usoben´e difuz´ı 10 molekul vody ve tk´an´ıch. Takov´e zobrazen´ı je relativnˇe nez´avisl´e na relaxaˇcn´ıch ˇcasech T1, T2 i na hustotˇe protonov´ych jader (PD). Difuzn´ı zobrazen´ı se uplatˇnuje pˇredevˇs´ım pˇri hodnocen´ı patologick´ych stav˚u mozku (st´aˇr´ı ischemick´eho postiˇzen´ı mozku, traumatick´e zmˇeny mozku, posuzov´an´ı bunˇeˇcn´eho sloˇzen´ı mozkov´ych n´ador˚u nebo zmˇeny v d˚usledku Alzeheimerovy choroby, autismu, schizofrenie, apod.). Obr´azek 3.25: DTI obraz mozku zobrazuj´ıc´ı smˇery difuze molekul vody. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:DTI-sagittal-ﬁbers.jpg. Smˇer difuze m˚uˇze b´yt zcela n´ahodn´y vˇsemi smˇery (napˇr. v mozkom´ıˇsn´ım moku nebo ˇsed´e hmotˇe mozku) nebo omezen´y pouze na nˇekter´e smˇery 10 Difuze = pˇrechod ˇc´astic l´atky z m´ıst s vyˇsˇs´ı koncentrac´ı l´atky do m´ıst s niˇzˇs´ı koncentrac´ı l´atky v d˚usledku tepeln´eho pohybu. Difuze prob´ıh´a aˇz do vyrovn´an´ı koncentrac´ı l´atky v cel´em objemu.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 96 (napˇr. v b´ıl´e hmotˇe mozku pˇrevl´ad´a difuze ve smˇeru dlouh´ych vl´aken axon˚u), kdy je vˇsesmˇerov´e difuzi br´anˇeno bari´erou napˇr. bunˇeˇcn´ych stˇen. Smˇer difuze lze zjistit mnohon´asobn´ym skenov´an´ım zvolen´e vrstvy tk´anˇe v nˇekolika smˇerech. Jednotliv´e smˇery zobrazen´ı se z´ısk´avaj´ı zmˇenou ori- entace magnetick´ych gradient˚u. Kaˇzd´y smˇer gradientu potom zobrazuje jin´y smˇer difuze. V praxi se smˇer difuze vypoˇc´ıt´av´a nejm´enˇe ze 6 smˇer˚u, obvykle vˇsak z 12 aˇz 256 smˇer˚u. V´ysledkem difuzn´ıho zobrazen´ı m˚uˇze b´yt ˇsedoˇsk´alov´a mapa velikosti difuze (metoda DWI – Diﬀusion Weighted Ima- ging) nebo barevn´a mapa mozku (metoda DTI – Diﬀusion Tensor Imaging), kdy jednotliv´e barvy urˇcuj´ı jednotliv´e smˇery difuze v dan´e oblasti. Uk´azka DTI obrazu mozku je na obr´azku 3.25. 3.16 Konstrukce MRI pˇr´ıstroje Magnetick´a rezonance je velmi sloˇzit´y pˇr´ıstroj tvoˇren´y nˇekolika ˇc´astmi. Sch´ema MR tomografu je na obr´azku 3.26. Hlavn´ımi prvky pˇr´ıstroje jsou: • Hlavn´ı magnet: Vytv´aˇr´ı homogenn´ı magnetick´e pole B . 0 • Gradientn´ı syst´em: Gradientn´ı c´ıvky vytv´aˇrej´ı gradientn´ı magnetick´a pole ve smˇeru x, y a z a slouˇz´ı k zak´odov´an´ı pozice m´ısta vzniku sign´alu. • Radiofrekvenˇcn´ı syst´em: Radiofrekvenˇcn´ı vys´ılaˇc a pˇrij´ımaˇc v podobˇe c´ıvek slouˇz´ı k vys´ıl´an´ı RF pulz˚u pro excitaci ˇc´astic a z´aznamu sign´al˚u vznikaj´ıc´ıch pˇri relaxaci vybuzen´ych ˇc´astic. • St´ınˇen´ı: Radiofrekvenˇcn´ı a magnetick´e st´ınˇen´ı, kter´e je souˇc´ast´ı pˇr´ıstroje i samotn´e m´ıstnosti s pˇr´ıstrojem, slouˇz´ı proti elektromagnetick´emu ruˇsen´ı z okol´ı. • Poˇc´ıtaˇcov´y syst´em: Zajiˇst ’uje v´ypoˇcty, vytvoˇren´ı a zobrazen´ı obrazu, ovl´ad´an´ı pˇr´ıstroje a nastavov´an´ı parametr˚u skenov´an´ı. 3.16.1 Hlavn´ı magnet Magnety pouˇz´ıvan´e v l´ekaˇrsk´e diagnostice i NMR spektroskopii mus´ı spl- ˇ novat nˇekolik d˚uleˇzit´ych poˇzadavk˚u, kter´e z´asadn´ım zp˚usobem ovlivˇnuj´ı","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 97 Obr´azek 3.26: Sch´ema MR pˇr´ıstroje. v´ysledek mˇeˇren´ı a kvalitu obrazu: pˇredevˇs´ım velikost pole magnetu, homo- genita pole a ˇcasov´a stabilita pole. Velikost magnetick´eho pole urˇcuje citlivost mˇeˇren´ı a dosaˇzen´e rozliˇsen´ı obrazu. Pro l´ekaˇrskou diagnostiku jsou bˇeˇznˇe dostupn´e magnety o indukci do 3 T (nejˇcastˇeji 1,5 T), objevuj´ı vˇsak i magnety o s´ıle 7 T nebo 9 T. Pro NMR spektroskopii jsou k dispozici mnohem silnˇejˇs´ı magnety (>20 T). Homogenita a stabilita magnetick´eho pole ovlivˇnuj´ı vˇsechny dosaˇzen´e pa- rametry zobrazen´ı. Nehomogenity 11 pole (∆B ) i ˇcasov´e zmˇeny velikosti 0 magnetick´eho pole v ˇcase (∆B /∆t) zp˚usobuj´ı vznik obrazov´ych artefakt˚u, 0 zhorˇsuj´ı kvalitu obrazu a vytv´aˇrej´ı geometrick´e zkreslen´ı obrazu. Pˇrestoˇze nehomogenity magnetick´eho pole dosahuj´ı v praxi velmi mal´ych hodnot −6 ˇr´adovˇe 10 , mus´ı se odstraˇnovat. Vyhlazen´ı a odstranˇen´ı nehomogenit magnetick´eho pole lze prov´est po- moc´ı tzv. shimmingu. Pasivn´ı shimming tvoˇr´ı pˇr´ıdavn´e kovov´e f´olie a plechy 11 Nehomogenity = odchylky od konstantn´ı velikosti mˇeˇren´eho parametru.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 98 Tabulka 3.3: Srovn´an´ı nˇekter´ych vlastnost´ı magnet˚u. Vlastnost Supravodiv´y Rezistentn´ı Permanentn´ı vysok´a mal´a (do 0,5 T) mal´a (do 0,3 T) Velikost B 0 Kvalita obrazu v´yborn´a dobr´a ˇspatn´a Efektivn´ı objem velk´y dostateˇcn´y dostateˇcn´y Homogenita vysok´a dostateˇcn´a dostateˇcn´a Stabilita pole velmi dobr´a pr˚umˇern´a velmi dobr´a Potˇreba st´ınˇen´ı v´yznamn´a n´akladn´e st´ınˇen´ı nev´yznamn´a Orientace pole osa z osa z nebo y osa y Rozptylov´e pole velmi velk´e mal´e zanedbateln´e Vypnut´ı v nouzi pomal´e rychl´e nelze Rozmˇery velk´e relativnˇe mal´e pr˚umˇern´e Hmotnost pr˚umˇern´a velk´a velk´a Technologie n´aroˇcn´a nen´aroˇcn´a nen´aroˇcn´a Cena vysok´a n´ızk´a vysok´a Spotˇreba energie n´ızk´a velmi vysok´a nen´ı Chlazen´ı kryogen (He+Ne) chlad´ıc´ı voda nen´ı umist ’ovan´e vnˇe nebo okolo hlavn´ıho magnetu. Aktivn´ı shimming zajiˇst ’uj´ı pˇr´ıdavn´e korekˇcn´ı c´ıvky, kter´e vytv´aˇrej´ı vlastn´ı magnetick´e pole p˚usob´ıc´ı proti nehomogenit´am. Pˇri konstrukci MR pˇr´ıstroje lze pouˇz´ıt tˇri typy magnet˚u, jejichˇz srovn´an´ı je uvedeno v tabulce 3.3: • Permanentn´ı magnet: K vytvoˇren´ı magnetick´eho pole nepotˇrebuje elektrick´e nap´ajen´ı. V´yhodou je snadn´a konstrukce a nen´aroˇcn´y provoz, nev´yhodou je pˇredevˇs´ım slab´a indukce pole a ˇspatn´a kvalita obrazu. • Rezistivn´ı magnet (elektromagnet): Pracuje na principu elektromagne- tick´e indukce. C´ıvkou, kterou proch´az´ı elektrick´y proud, je generov´ano magnetick´e pole, jehoˇz intenzita je ´umˇern´a velikosti proch´azej´ıc´ıho proudu a poˇctu vinut´ı c´ıvky. Elektromagnety mohou b´yt s j´adrem nebo bez j´adra, jsou jednoduch´e na v´yrobu, ale vyˇzaduj´ı konstantn´ı elektrick´y pˇr´ıkon a ´uˇcinn´e chlazen´ı, protoˇze se c´ıvky pr˚uchodem elek- trick´eho proudu silnˇe zahˇr´ıvaj´ı. Magnety lze konstruovat tak´e jako otevˇren´e ( C“ magnety) nebo vertik´aln´ı. ”","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 99 • Supravodiv´y magnet: Je elektromagnet, jehoˇz c´ıvky (slouˇcenina niob- titan) jsou chlazeny tekut´ym heliem na teplotu 4,2 K, pˇri kter´e se projevuj´ı supravodiv´e 12 vlastnosti materi´alu. Pokud do c´ıvky mag- netu pust´ıme elektrick´y proud, bude c´ıvkou proud prot´ekat t´emˇeˇr beze ztr´at. Intenzita magnetick´eho pole generovan´a magnetem je ´umˇern´a 13 poˇc´ateˇcn´ımu proudu. Pokles intenzity pole je ˇr´adovˇe nˇekolik ppm /rok. Pˇri poˇskozen´ı magnetu hroz´ı riziko exploze (odpaˇren´ı tekut´eho He a expanze plynu). Zastaven´ı magnetu lze prov´est norm´alnˇe“ (zaˇra- ” zen´ım siln´eho odporu do obvodu s c´ıvkou), nebo okamˇzitˇe (v pˇr´ıpadˇe hav´arie) tzv. STOP tlaˇc´ıtkem, kdy dojde k okamˇzit´emu rozpojen´ı ob- vodu, nahromadˇen´a energie se pˇremˇen´ı v teplo a tekut´e He se okamˇzitˇe vypaˇr´ı. Objem helia je cca 1700 litr˚u a interval plnˇen´ı je typicky kaˇzd´e 4 roky nebo po vypaˇren´ı 1000 l He (v´ypar asi 0,03 l/h). V´yhodou supravodiv´eho magnetu je vynikaj´ıc´ı kvalita obrazu a n´ızk´a energe- tick´a n´aroˇcnost, nev´yhodou potom n´aroˇcn´a technologie a vysok´a cena. 3.16.2 Gradientn´ı syst´em Gradientn´ı c´ıvky vytv´aˇrej´ı gradientn´ı magnetick´a pole ve smˇeru x, y a z, kter´a se superponuj´ı pˇres hlavn´ı magnetick´e pole B a z´amˇernˇe naruˇsuj´ı jeho 0 homogenitu s c´ılem zak´odovat pˇresnou pozici m´ısta vzniku sign´alu. Para- metry gradientn´ıch pol´ı umoˇzˇnuj´ı skenovat tomovrstvy o nejmenˇs´ı tlouˇst ’ce aˇz 0,7 mm ve 2D zobrazen´ı a aˇz 0,1 mm ve 3D. Nejmenˇs´ı velikosti voxelu pak mohou dosahovat bˇeˇznˇe submilimetrov´ych hodnot. D˚uleˇzit´ymi parame- try gradientn´ıho syst´emu, kter´e ovlivˇnuj´ı kvalitu zobrazen´ı, jsou linearita a velikost gradientu, ˇcasov´a stabilita gradientn´ıho pole (∆G/∆t) a rychlost zmˇeny gradientu vzhledem ke k´odov´an´ı f´aze (viz kapitola 3.10.2). Pˇrep´ın´an´ı gradient˚u bˇehem mˇeˇren´ı produkuje siln´y hluk (cvakot). Gradientn´ı syst´em G a G je tvoˇren Golayov´ymi (sedlov´ymi) c´ıvkami y x (viz obr´azek 3.20 a 3.19) a gradient G zajiˇst ’uj´ı Helmholtzovy c´ıvky tvoˇren´e z dvˇema kruhov´ymi vinut´ımi na spoleˇcn´e ose za sebou, jejichˇz vzd´alenost je rovna jejich polomˇeru (viz obr´azek 3.18). 12 Supravodivost je jev, pˇri kter´em materi´al klade nulov´y odpor proch´azej´ıc´ımu elektrick´emu proudu. 13 −6 ppm (parts per million) = 10","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 100 3.16.3 Radiofrekvenˇcn´ı syst´em • Vys´ılaˇc: Generuje RF pulzy vhodn´eho tvaru, energie a sledu pro exci- taci ˇc´astic zkouman´e l´atky. U vys´ılaˇce je d˚uleˇzit´a maxim´aln´ı ´uˇcinnost pˇremˇeny v´ykonu RF sign´alu na excitaˇcn´ı energii. • Pˇrij´ımaˇc: Syst´em c´ıvek, kter´e slouˇz´ı pro detekci FID sign´al˚u. U pˇri- j´ımaˇce je d˚uleˇzit´a maxim´aln´ı ´uˇcinnost pˇremˇeny magnetick´eho sign´alu ˇc´astic (M ) na elektrick´y sign´al. xy U starˇs´ıch pˇr´ıstroj˚u se pouˇz´ıvaly RF c´ıvky, kter´e slouˇzily z´aroveˇn jako vys´ılaˇc pulz˚u i pˇrij´ımaˇc sign´al˚u. Dnes je trend pouˇz´ıvat oddˇelen´e celoobje- mov´e vys´ılac´ı c´ıvky pro excitaci cel´eho objemu l´atky a speci´aln´ı pˇrij´ımac´ı c´ıvky pro detekci sign´al˚u. Pˇrij´ımac´ı c´ıvky lze rozdˇelit na tˇri skupiny: • Povrchov´e: pˇrikl´adaj´ı se na povrch tˇela • Objemov´e: obep´ınaj´ı vyˇsetˇrovanou oblast tˇela • Velkoobjemov´e (celotˇelov´e): obep´ınaj´ı cel´e tˇelo Efektivn´ı penetraˇcn´ı hloubka c´ıvky, tj. vzd´alenost, do kter´e je c´ıvka schopna vys´ılat RF pulzy, resp. ze kter´e je schopna detekovat FID sign´aly, je pˇribliˇznˇe ´umˇern´a polomˇeru c´ıvky. Prostorov´e rozliˇsen´ı c´ıvky naopak roste s menˇs´ı velikost´ı c´ıvek. Snahou pˇri detekci sign´al˚u je tak´e dos´ahnout co nejvˇetˇs´ıho pomˇeru sign´al-ˇsum (SNR). Pomˇer SNR se zlepˇsuje s vyˇs´ım poˇctem, vˇetˇs´ı ploˇsnou hustotou c´ıvek a menˇs´ı vzd´alenost´ı mezi c´ıvkami a vyˇsetˇrovanou oblast´ı tˇela. Z tˇechto d˚uvod˚u je vhodn´a konstrukce speci´al- n´ıch objemov´ych c´ıvek pro kaˇzdou ˇc´ast tˇela (napˇr. pro hlavu, p´ateˇr, ramena, z´apˇest´ı, kolena, kotn´ıky, prsa, apod.). Novˇeji se objevuj´ı tak´e velkoobjemov´e c´ıvky schopn´e pokr´yt najednou co nejvˇetˇs´ı ˇc´ast tˇela bez nutnosti mˇenit jed- notliv´e menˇs´ı c´ıvky bˇehem vyˇsetˇren´ı. 3.16.4 Radiofrekvenˇcn´ı a magnetick´e st´ınˇen´ı C´ılem je jednak ochrana MRI pˇr´ıstroje pˇred elektromagnetick´ym ruˇsen´ım a ˇsumem z okol´ı, jednak tak´e ochrana okol´ı pˇred radiofrekvenˇcn´ımi pulzy a magnetick´ym polem produkovan´ymi MRI pˇr´ıstrojem. St´ınˇen je nejen MR","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 101 Tabulka 3.4: D´elka r˚uzn´ych MRI vyˇsetˇren´ı. Zdroj: http://radiologieplzen.eu/?page_id=41. Vyˇsetˇren´ı Orientaˇcn´ı ˇcas (bez pˇr´ıprav) mozek 15 min (s kontrastn´ı l´atkou 45 min) bedern´ı p´ateˇr 10 min (s kontrastn´ı l´atkou 30 min) krˇcn´ı p´ateˇr 10 min (s kontrastn´ı l´atkou 30 min) srdce 30-40 min j´atra 30-60 min klouby konˇcetin 40 min stˇreva 30 min (nutn´a pˇr´ıprava cca 60 min) pˇr´ıstroj, ale tak´e cel´a m´ıstnost, ve kter´e se tomograf nach´az´ı. Elektromagne- tick´e ruˇsen´ı znehodnocuje mˇeˇren´e sign´aly a je zdrojem ˇcetn´ych obrazov´ych artefakt˚u. Zdrojem ˇsumu jsou r´adiov´e a televizn´ı vys´ılaˇce, elektrick´a a elek- tronick´a zaˇr´ızen´ı, z´aˇrivky, v´ybojky, elektrick´a zapalov´an´ı aut, apod. St´ınˇen´ı se realizuje v podobˇe st´ın´ıc´ıch kryt˚u s velk´ym st´ınic´ım fakto- rem, pouˇz´ıvaj´ı se napˇr. tenk´e kovov´e f´olie, plechy, kovov´e pˇeny, n´atˇery, atd. Typicky se pouˇz´ıv´a mˇed ’ nebo nikl. 3.17 MRI vyˇsetˇren´ı Vyˇsetˇren´ı magnetickou rezonanc´ı je vhodn´e zejm´ena pro zobrazen´ı mˇekk´ych tk´an´ı (mozek, m´ıcha, org´any, aj.), kter´e obsahuj´ı velk´y poˇcet jader vod´ıku (1H) nebo jin´ych ˇcasto zobrazovan´ych jader – uhl´ıku (C-13), ﬂuoru (F-19), sod´ıku (Na-23) nebo fosforu (P-31). Lze zobrazovat nejen relaxaˇcn´ı vlast- nosti jader (konstanty T1 a T2) a hustotu jader (PD), ale tak´e pohyb jader (MRA), okysliˇcen´ı tk´anˇe (fMRI) nebo difuzi jader (DWI, DTI). Nˇekter´e syst´emy umoˇzˇnuj´ı zobrazen´ı pohybu tk´an´ı v re´aln´em ˇcase se vzorkovac´ı frekvenc´ı aˇz 1000 Hz (tzv. MR ﬂuoroskopie). Znaˇcnou v´yhodou magnetick´e rezonance je moˇznost zobrazen´ı libovoln´eho ˇrezu tk´an´ı v z´avislosti na na- staven´ı gradientn´ıch pol´ı a tak´e moˇznost 3D zobrazen´ı. Jist´ymi nev´yhodami metody jsou nˇekter´a rizika a kontraindikace, d´elka vyˇsetˇren´ı (viz tabulka 3.4), vˇetˇs´ı poˇcet a ˇcastˇejˇs´ı v´yskyt artefakt˚u a sa- mozˇrejmˇe vyˇsˇs´ı poˇrizovac´ı a provozn´ı n´aklady.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 102 3.17.1 Nebiologick´e materi´aly Nebiologick´e materi´aly v tˇele pacienta mohou pˇri MRI vyˇsetˇren´ı zp˚usobovat znaˇcn´e probl´emy. Z´avaˇzn´ymi komplikacemi jsou zejm´ena moˇzn´a rizika poˇs- kozen´ı pacienta, m´enˇe z´avaˇzn´ymi probl´emy potom moˇznost vzniku obra- zov´ych artefakt˚u. Vznik komplikac´ı a m´ıra jejich ´uˇcinku z´avis´ı pˇredevˇs´ım na typu materi´alu a jeho elektrick´ych a magnetick´ych vlastnostech. Magnetick´e vlastnosti ovlivˇnuj´ı chov´an´ı l´atky v pˇr´ıtomnosti vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole. Rozliˇsujeme tˇri typy l´atek: • Diamagnetick´e l´atky: Jsou tvoˇreny atomy, jejichˇz magnetick´y moment je nulov´y. L´atka se v nepˇr´ıtomnosti magnetick´eho pole chov´a nemag- neticky. Po vloˇzen´ı diamagnetick´e l´atky do magnetick´eho pole se zmˇen´ı uspoˇr´ad´an´ı elektronov´ych obal˚u atom˚u tak, ˇze vznikaj´ı magnetick´e dip´oly p˚usob´ıc´ı proti vnˇejˇs´ımu magnetick´emu poli. L´atka se zaˇc´ın´a chovat magneticky a to tak, ˇze m´ırnˇe zeslabuje ´uˇcinek vnˇejˇs´ıho magne- tick´eho pole. Po vyjmut´ı z magnetick´eho pole zeslabuj´ıc´ı ´uˇcinek l´atky zanik´a. Pˇr´ıkladem jsou uhl´ık, mˇed ’, zlato, voda, aj. • Paramagnetick´e l´atky: Jsou tvoˇreny atomy s nep´arov´ymi elektrony v elektronov´em obalu, kter´e vytv´aˇrej´ı nenulov´y magnetick´y moment. V nepˇr´ıtomnosti magnetick´eho pole jsou ovˇsem magnetick´e momenty atom˚u vlivem tepeln´eho pohybu uspoˇr´ad´any zcela n´ahodnˇe a l´atka se jako celek chov´a nemagneticky. Po vloˇzen´ı paramagnetick´e l´atky do magnetick´eho pole se magnetick´e momenty atom˚u zorientuj´ı ve smˇe- ru vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole. L´atka se zaˇc´ın´a chovat magneticky a to tak, ˇze m´ırnˇe zesiluje ´uˇcinek vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole. Po vy- jmut´ı z magnetick´eho pole zesiluj´ıc´ı ´uˇcinek l´atky zanik´a. Pˇr´ıkladem jsou hlin´ık, sod´ık, hoˇrˇc´ık, mangan, platina, aj. • Feromagnetick´e l´atky: Jsou tvoˇreny stejn´ymi atomy jako l´atky para- magnetick´e. Atomy jsou ovˇsem uspoˇr´ad´any do tzv. dom´en. Magne- tick´e momenty atom˚u v r´amci dom´eny jsou uspoˇr´ad´any souhlasnˇe, ale smˇer magnetick´ych moment˚u jednotliv´ych dom´en je v nepˇr´ıtomnosti magnetick´eho pole zcela n´ahodn´y a l´atka jako celek se chov´a nemagne- ticky. Po vloˇzen´ı feromagnetick´e l´atky do vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 103 se magnetick´e momenty dom´en orientuj´ı ve smˇeru vnˇejˇs´ıho magne- tick´eho pole, hranice dom´en se rozˇsiˇruj´ı aˇz m˚uˇze dom´enov´a struktura zcela zaniknout. L´atka se zaˇc´ın´a chovat magneticky a to tak, ˇze velmi silnˇe zesiluje ´uˇcinek vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole. Po vyjmut´ı z magne- tick´eho pole nav´ıc z˚ust´av´a l´atka trvale zmagnetovan´a. Zesiluj´ıc´ı ´uˇcinek l´atky z´avis´ı na velikosti vnˇejˇs´ıho magnetick´eho pole, ve kter´em byla l´atka um´ıstˇena. Feromagnetick´e vlastnosti se projevuj´ı pouze u l´atek v krystalick´em stavu jako jsou ˇzelezo, kobalt, nikl nebo nˇekter´e slitiny. Zejm´ena feromagnetick´e materi´aly v tˇele pacienta mohou b´yt v magne- tick´em poli MRI pˇr´ıstroje nebezpeˇcn´e z d˚uvodu pohybu a vibrac´ı, kter´e mohou v´est k dislokaci materi´alu a poˇskozen´ı okoln´ıch tk´an´ı. V l´atk´ach schopn´ych v´est elektrick´y proud (kovy nebo elektrolyty) se mohou d˚usledkem zmˇen magnetick´ych pol´ı indukovat elektrick´e proudy (magnetoelektrick´a indukce). V ploˇsn´ych a objemov´ych vodiˇc´ıch se tyto indukovan´e proudy oznaˇcuj´ı jako v´ıˇriv´e proudy, protoˇze maj´ı charakter proudov´ych smyˇcek. Nenulov´y elektrick´y odpor vodiˇc˚u potom zp˚usobuje pˇremˇenu elektrick´e energie indukovan´ych proud˚u na ztr´atov´e teplo a vede k zahˇr´ıv´an´ı vodiˇc˚u. Hlavn´ım probl´emem kovov´ych materi´al˚u v tˇele paci- enta pˇri MRI vyˇsetˇren´ı je jejich zahˇr´ıv´an´ı, kter´e m˚uˇze v´est aˇz ke vzniku pop´alenin. Mnoˇzstv´ı tepla Q vznikaj´ıc´ı ve vodiˇci lze popsat rovnic´ı: 2 Q = RI t, (3.23) kde R je elektrick´y odpor vodiˇce, I elektrick´y proud prot´ekaj´ıc´ı vodiˇcem a t doba pr˚uchodu elektrick´eho proudu vodiˇcem. U elektronick´ych pˇr´ıstroj˚u v tˇele pacienta (napˇr. kardiostimul´atory, koch- le´arn´ı implant´aty) m˚uˇze doj´ıt vlivem indukovan´ych proud˚u k poˇskozen´ı sa- motn´eho pˇr´ıstroje nebo vlivem promˇenn´ych magnetick´ych pol´ı k interferenci s funkˇcn´ım reˇzimem pˇr´ıstroje. Znaˇcn´e rozˇs´ıˇren´ı MRI vyˇsetˇren´ı vede k v´yvoji nov´ych materi´al˚u a elek- tronick´ych pˇr´ıstroj˚u, kter´e jsou MR kompatibiln´ı jak z hlediska bezpeˇcnosti pacienta, tak z hlediska obrazov´ych artefakt˚u a zkreslen´ı obrazu.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 104 3.17.2 Rizika • Siln´e magnetick´e pole – Z´avratˇe, ˇzaludeˇcn´ı nevolnost, zv´yˇsen´y tep, indukovan´e proudy. – Magnetick´e pole m˚uˇze do dutiny magnetu vt´ahnout feromagne- tick´e pˇredmˇety aˇz ze vzd´alenosti nˇekolika metr˚u a m˚uˇze poˇskodit elektronick´a zaˇr´ızen´ı ve sv´em okol´ı a poˇskodit magnetick´a m´edia (kreditn´ı karty, disky, aj.). – Pole m˚uˇze zp˚usobit pohyb kovov´ych implant´at˚u ˇci jin´ych ko- vov´ych tˇeles v tˇele a poˇskodit elektronick´e implant´aty (pacemakery, kochle´arn´ı implant´aty, aj.). ˇ • Casovˇe promˇenn´a gradientn´ı magnetick´a pole: hluk, stimulace nerv˚u • Vysokofrekvenˇcn´ı RF pole: ohˇrev tk´anˇe, pop´aleniny, stimulace • Hluk: poˇskozen´ı sluchu, bolest hlavy • Kryogenn´ı tekutiny: V pˇr´ıpadˇe ´uniku se rychle odpaˇruj´ı a expanze plynu vytˇesn´ı z okol´ı kysl´ık – riziko uduˇsen´ı. 3.17.3 Kontraindikace a omezen´ı • Kardiostimul´atory nebo kochle´arn´ımi implant´aty mohou b´yt ABSO- ´ LUTNI kontraindikac´ı. Nov´a zaˇr´ızen´ı jsou obvykle MR kompatibiln´ı. • Kovov´a tˇelesa v nevhodn´ych m´ıstech (napˇr. oko, mozek) se mohou v magnetick´em poli pohybovat a zp˚usobit poˇskozen´ı tk´anˇe. • Kovov´e materi´aly v tˇele nebo na povrchu tˇela (kloubn´ı n´ahrady, pro- jektily, ˇsrapnely, zubn´ı v´yplnˇe, korunky, atd.) mohou zp˚usobit nˇekter´e pot´ıˇze: zahˇr´ıv´an´ı, pop´alen´ı, svˇedˇen´ı. • Uˇsn´ı implant´aty, naslouchadla • Velk´a tetov´an´ı ve vyˇsetˇrovan´e oblasti (kovov´a barviva) • Prvn´ı trimestr tˇehotenstv´ı • Klaustrofobie","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 105 Obr´azek 3.27: Ruptura prsn´ıho implant´atu. Zdroj: Radswiki, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 3.28: Chronick´y subdur´aln´ı hematom (obraz FLAIR). Zdroj: Dr Roberto Schubert, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 106 Obr´azek 3.29: Aneurysma bˇriˇsn´ı aorty (obraz MRA). Zdroj: Dr Roberto Schubert, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 3.30: Hyperintenzivn´ı l´eze (hemangiom) v prav´em jatern´ım laloku (obraz T2). Zdroj: Dr Paresh K Desai, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 107 Obr´azek 3.31: Funkˇcn´ı MRI mozku pˇri plnˇen´ı jazykov´ych ´ukol˚u. Zdroj: Dr Alexandra Stanislavsky, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 3.32: Artefakt od magnetick´e susceptibility zp˚usoben´y pˇr´ıtomnost´ı kovu v hlavˇe pacienta po automobilov´e nehodˇe (obraz T1). Zdroj: Dr Ayush Goel, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 108 Obr´azek 3.33: Sagit´aln´ı ˇrez kolenem (obraz PD). Zdroj: Dr Andrew Dixon, http://www.radiopaedia.org/. Obr´azek 3.34: Difuzn´ı zobrazen´ı (DTI) skler´ozy multiplex. Zdroj: Dr Ahmed Abd Rabou, http://www.radiopaedia.org/.","´ KAPITOLA 3. MAGNETICKA REZONANCE 109 Obr´azek 3.35: Mnohoˇcetn´e hypointenzivn´ı osteoblastick´e metast´azy obratl˚u (obraz T1). Zdroj: Dr Roberto Schubert, http://www.radiopaedia.org/. (a) (b) (c) Obr´azek 3.36: MR obrazy mozku ve tˇrech rovin´ach: (a) sagit´aln´ı rovina (obraz T1), (b) front´aln´ı rovina (obraz T1) a (c) axi´aln´ı rovina (obraz T2). Zdroj: Dr Frank Gaillard, http://www.radiopaedia.org/.","Kapitola 4 Elastograﬁe Elastograﬁe je neinvazivn´ı metoda, zaloˇzen´a na diagnostick´em ultrazvuku nebo magnetick´e rezonanci, zobrazuj´ıc´ı elastick´e vlastnosti biologick´ych tk´an´ı. Metoda je obdobou palpaˇcn´ıho vyˇsetˇren´ı tk´an´ı, kdy je nahmatan´a tuhost ve tk´an´ıch obvykle znakem nˇejak´e nemoci nebo zdravotn´ı kompli- kace. Elastograﬁe vych´az´ı ze skuteˇcnosti, ˇze r˚uzn´e biologick´e tk´anˇe maj´ı r˚uznou elasticitu, a ˇze zmˇeny elastick´ych vlastnost´ı ˇcasto souvisej´ı s pa- tologi´ı nebo abnormalitami tk´an´ı. Podstatou metody je zkoum´an´ı odezvy zobrazovan´ych tk´an´ı na silov´e p˚usoben´ı. Historie ultrazvukov´e elastograﬁe se datuje pˇribliˇznˇe od poˇc´atku 80. let minul´eho stolet´ı. N´azev metody po- prv´e pouˇzil v roce 1991 Ophir a jeho spolupracovn´ıci. Mˇeˇren´ı elastick´ych 1 vlastnost´ı tk´an´ı pomoc´ı magnetick´e rezonance pˇredstavuje poprv´e v r. 1995 Muthupillai a spol. Zaveden´ı elastograﬁck´ych metod do klinick´e praxe vych´az´ı ze zkuˇsenost´ı, ˇze mnoho patologick´ych tk´an´ı (napˇr. n´adorov´ych) vykazuje pˇri ultrazvu- kov´em nebo MR vyˇsetˇren´ı slab´y kontrast nebo je nelze zobrazit v˚ubec. Ul- trazvukov´a nebo MR elastograﬁe zaloˇzen´a na mapov´an´ı elastick´ych vlast- nost´ı tk´an´ı je proto velmi vhodnou metodou pro zobrazen´ı struktury a pa- tologie takov´ych tk´an´ı. Mˇeˇren´ı elastick´ych vlastnost´ı pˇrin´aˇs´ı zcela novou informaci o tk´an´ıch, kterou lze s v´yhodou vyuˇz´ıt pro l´ekaˇrskou diagnostiku. Elastograﬁck´e me- tody se v klinick´e praxi vyuˇz´ıvaj´ı zpravidla jako doplˇnkov´e metody, kter´e pom´ahaj´ı zvyˇsovat speciﬁcitu diagn´ozy mnoha nemoc´ı. Velmi ˇcast´e je pouˇzit´ı elastograﬁe pˇri vyˇsetˇren´ı jater, ˇst´ıtn´e ˇzl´azy a lymfatick´ych uzlin, 1 Magnetic Resonance Elastography (MRE) 110","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 111 pˇri screeningu rakoviny prsu a prostaty nebo pˇri vyˇsetˇrov´an´ı v gynekolo- gii. Mˇeˇren´ı elastick´ych vlastnost´ı lze s v´yhodou vyuˇz´ıt rovnˇeˇz pˇri vyˇsetˇren´ı mozku, ˇslach, ml´eˇcn´e ˇzl´azy, slinivky, k˚uˇze nebo dalˇs´ıch mˇekk´ych tk´an´ı. Zmˇeny elasticity mohou poskytnou d˚uleˇzit´e klinick´e informace tak´e pˇri hod- nocen´ı srdeˇcn´ı dysfunkce, selh´an´ı ledvin nebo neurodegenerativn´ıch one- mocnˇen´ıch. Zaj´ımavou aplikac´ı je invazivn´ı vyˇsetˇren´ı elastick´ych vlastnost´ı c´ev v podobˇe tzv. ultrazvukov´e intravaskul´arn´ı elastograﬁe. Mˇeˇren´ı elasti- city tk´an´ı pomoc´ı magnetick´e rezonance se zamˇeˇruje pˇredevˇs´ım na vyˇsetˇren´ı jater, mozku a prsn´ı tk´anˇe. 4.1 Mechanick´e vlastnosti l´atek Za mechanick´e vlastnosti povaˇzujeme takov´e vlastnosti l´atek, kter´e popisuj´ı odolnost l´atky v˚uˇci silov´emu nam´ah´an´ı. Mechanick´e vlastnosti l´atek z´avis´ı pˇredevˇs´ım na mezimolekulov´ych vazb´ach a na mikroskopick´em i makrosko- pick´em uspoˇr´ad´an´ı molekul v l´atce. Mezi z´akladn´ı mechanick´e vlastnosti l´atek patˇr´ı: • Pevnost: Strukturn´ı soudrˇznost a odolnost l´atky v˚uˇci p˚usoben´ı vnˇejˇs´ı s´ıly. Pˇrekroˇc´ı-li silov´e p˚usoben´ı tzv. mez pevnosti, doch´az´ı k destrukci l´atky. • Pruˇznost (elasticita): Schopnost l´atky vr´atit se po odeznˇen´ı deformuj´ıc´ı s´ıly zpˇet do p˚uvodn´ıho tvaru. • Tv´arnost (plasticita): Schopnost l´atky trvale zmˇenit sv˚uj tvar vlivem p˚usoben´ı deformuj´ıc´ı s´ıly. Deformace tˇelesa se st´av´a trvalou po pˇrekro- ˇcen´ı tzv. meze elasticity. • Viskozita: Odpor tekutiny ke smykov´e deformaci, tj. odpor, kter´ym tekutina p˚usob´ı proti s´ıle snaˇz´ıc´ı se uv´est tekutinu do pohybu. Viskozita popisuje vnitˇrn´ı tˇren´ı a tedy m´ıru tekutosti kapalin a plyn˚u. Z hlediska elastograﬁck´ych metod je pro popis biologick´ych tk´an´ı nejd˚ule- ˇzitˇejˇs´ı mechanickou vlastnost´ı samozˇrejmˇe pruˇznost (elasticita).","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 112 Biologick´e tk´anˇe vykazuj´ı visk´oznˇe-elastick´e vlastnosti, tj. vlastnosti 2 pevn´ych l´atek i kapalin (napˇr. tekutost, hysterezi , napˇet ’ovou relaxaci, aj.), 3 4 d´ale anizotropn´ı charakter , nehomogenitu nebo neline´arn´ı vztah mezi p˚u- sob´ıc´ım napˇet´ım a deformac´ı. Kromˇe toho se u biologick´ych tk´an´ı projevuje vliv historie zatˇeˇzov´an´ı (pamˇet ’ov´y efekt), adaptibilita na z´akladˇe zpˇetn´e vazby, zmˇeny mechanick´ych vlastnost´ı d˚usledkem st´arnut´ı nebo otevˇrenost syst´emu (sd´ılen´ı hmoty, energie a informac´ı s okol´ım). Vlastnosti biolo- gick´ych tk´an´ı ˇclovˇeka jsou nav´ıc znaˇcnˇe individu´aln´ı a z´avisl´e na okamˇzit´em stavu jedince a jeho komplexn´ı historii (pohlav´ı, vˇek, genetick´e pˇredpoklady, v´yˇziva, ˇzivotn´ı styl, pracovn´ı zat´ıˇzen´ı, aj.). Popis mechanick´ych a hlavnˇe elastick´ych vlastnost´ı biologick´ych tk´an´ı je tedy na rozd´ıl od neˇziv´ych struk- tur velmi sloˇzit´y a pro modelov´an´ı a v´ypoˇcty vyˇzaduje znaˇcn´e aproximace a zjednoduˇsen´ı. 4.2 Vztah mezi napˇet´ım a deformac´ı Elastick´e vlastnosti biologick´ych tk´an´ı lze nejjednoduˇseji popsat Hookeov´ym z´akonem, kter´y vyjadˇruje line´arn´ı vztah mezi deformac´ı tˇelesa (ε) a vnˇejˇs´ım napˇet´ım (σ) – silou, kter´a tuto deformaci zp˚usobuje. Konstantou ´umˇernosti je tzv. modul pruˇznosti, kter´y je r˚uzn´y pro r˚uzn´e l´atky. σ modul pruˇznosti = (4.1) ε Platnost Hookeova z´akona je omezena pouze na mal´e deformace tˇelesa. Pˇri velk´ych deformac´ıch pˇrest´av´a platit line´arn´ı z´avislost mezi napˇet´ım a de- formac´ı a popis situace se st´av´a matematicky mnohem sloˇzitˇejˇs´ım. Mechanick´e napˇet´ı (σ) je stav, kter´y vznik´a v tˇelese jako d˚usledek p˚usoben´ı vnˇejˇs´ı s´ıly. Takov´e napˇet´ı lze ch´apat jako tlak s´ıly (F) p˚usob´ıc´ı na jednotku plochy tˇelesa (S): F σ = (4.2) S 2 Hystereze= z´avislost fyzik´aln´ıho stavu a chov´an´ı zkouman´eho syst´emu na pˇredchoz´ıch stavech syst´emu. 3 Anizotropie = z´avislost fyzik´aln´ıch vlastnost´ı l´atky na smˇeru, ve kter´em se mˇeˇr´ı. 4 Nehomogenita = nestejn´a struktura a fyzik´aln´ı vlastnosti l´atky (napˇr. nerovnomˇern´e rozloˇzen´ı hmoty).","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 113 Podle smˇeru p˚usob´ıc´ı s´ıly rozliˇsujeme: • Norm´alov´e napˇet´ı – s´ıla p˚usob´ı kolmo na plochu • Teˇcn´e (smykov´e) napˇet´ı – s´ıla p˚usob´ı v rovinˇe plochy (ve smˇeru teˇcny) Obr´azek 4.1: Deformace tahem/tlakem, smykov´a deformace a objemov´a deformace. Deformaci tˇelesa popisujeme jako zmˇenu rozmˇer˚u, objemu a tvaru tˇelesa p˚usoben´ım vnˇejˇs´ı s´ıly. Podle smˇeru p˚usob´ıc´ı s´ıly rozliˇsujeme nˇekolik druh˚u deformace (viz obr. 4.1) a kaˇzd´e deformaci pˇriˇrazujeme vlastn´ı modul pruˇznosti, deﬁnovan´y Hookeov´ym z´akonem (rovnice 4.1): • Deformace tahem/tlakem: S´ıla p˚usob´ı kolmo na plochu povrchu tˇelesa. Deformaci lze popsat jako relativn´ı zmˇenu d´elkov´eho rozmˇeru (napˇr. zmˇena d´elky ∆l, zmˇena polomˇeru ∆r, apod.) vzhledem k p˚uvodn´ımu d´elkov´emu rozmˇeru tˇelesa (l , r ): 0 0 ∆l ∆l ε = ≈ (4.3) E ∆l + l 0 l 0 Deﬁnujeme tzv. Young˚uv modul pruˇznosti (E): σ Fl 0 E = = (4.4) ε E S∆l","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 114 • Smykov´a deformace: S´ıla p˚usob´ı v rovinˇe plochy povrchu (ve smˇeru teˇcny) tˇelesa (tzv. stˇriˇzn´a s´ıla). Deformaci lze popsat jako posunut´ı ´ roviny ˇrezu tˇelesa o ∆x. Uhel posunut´ı θ se oznaˇcuje jako tzv. zkos: ∆x ε = tan θ ≈ (4.5) G l 0 Deﬁnujeme tzv. modul pruˇznosti ve smyku (G): σ Fl 0 E G = = ≈ (4.6) ε G S∆x 3 • Objemov´a deformace: S´ıla p˚usob´ı vˇsesmˇerovˇe (napˇr. hydrostatick´y tlak kapaliny). Deformaci deﬁnujeme jako relativn´ı zmˇenu objemu ∆V vzhledem k p˚uvodn´ımu objemu tˇelesa V : 0 ∆V ∆V ε = ≈ (4.7) K ∆V + V 0 V 0 Deﬁnujeme tzv. modul objemov´e pruˇznosti (K): p pV 0 K = = (4.8) ε K ∆V Obr´azek 4.2: Komprese struktur s r˚uznou elasticitou: velmi mˇekk´a struktura (A), mˇekk´a struktura (B), tuh´a struktura (C). Komprese tk´anˇe v jednom smˇeru obvykle vede ke zmˇenˇe rozmˇeru struktury ve smˇeru kolm´em na smˇer p˚usob´ıc´ı s´ıly.","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 115 Rozsahy vˇsech tˇr´ı modul˚u pruˇznosti pro nˇekter´e biologick´e tk´anˇe jsou zobrazeny na obr. 4.3. Je zaj´ımav´e, ˇze Young˚uv modul pruˇznosti a modul pruˇznosti ve smyku dosahuj´ı pro biologick´e tk´anˇe hodnot ve velmi ˇsirok´em rozsahu aˇz 10 ˇr´ad˚u, zat´ımco rozsah hodnot modulu objemov´e pruˇznosti mˇekk´ych i tuh´ych tk´an´ı se neliˇs´ı o v´ıce neˇz 1 ˇr´ad. Velk´e hodnoty modulu objemov´e pruˇznosti mˇekk´ych i tuh´ych tk´an´ı souvis´ı s malou schopnost´ı de- formace objemu biologick´ych struktur. Pˇri kompresi se objem tk´anˇe prak- ticky nemˇen´ı a stlaˇcen´ı tk´anˇe v jednom smˇeru je kompenzov´ano zmˇenou rozmˇeru tk´anˇe v jin´em smˇeru (viz obr. 4.2). Z hlediska ultrazvukov´e a MR elastograﬁe je pro popis elastick´ych vlastnost´ı tk´an´ı nejd˚uleˇzitˇejˇs´ı Young˚uv modul pruˇznosti (E) pˇri tlakov´e deformaci. Obr´azek 4.3: Elastick´e moduly tk´an´ı. Typick´e hodnoty Youngova modulu pro vybran´e biologick´e tk´anˇe jsou uvedeny v tabulce 4.1. Patologick´e tk´anˇe vykazuj´ı zpravidla vˇetˇs´ı tuhost neˇz zdrav´e tk´anˇe. Elastick´y modul zdrav´e mˇekk´e tk´anˇe (prsn´ı tk´aˇn, ledviny, j´atra, prostata) se pohybuje v rozsahu asi 0,5 aˇz 70 kPa; hodnoty elas- tick´eho modulu patologick´ych mˇekk´ych tk´an´ı b´yvaj´ı obvykle v rozsahu asi 20-560 kPa. Sn´ıˇzen´a hodnota elastick´eho modulu m˚uˇze naopak znaˇcit m´ısta s tekut´ym obsahem (napˇr. cysty). Znaˇcn´e rozd´ıly v tuhosti mohou odliˇsovat","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 116 Tabulka 4.1: Elasticita biologick´ych tk´an´ı Tk´aˇn Young˚uv modul (kPa) Prsn´ı tk´aˇn norm´aln´ı tuk 18-24 norm´aln´ı ˇzl´aza 28-66 ﬁbr´ozn´ı tk´aˇn 96-244 karcinom 22-560 Prostata norm´aln´ı anterior 55-63 norm´aln´ı posterior 62-71 BPH 36-41 karcinom 96-241 J´atra norm´aln´ı 0,4-6,0 cirhotick´a 15-100 Tepna 700-3000 Chrupavka 790 ˇ 800 Slacha Zubn´ı sklovina 20 000 000-84 000 000 Stehenn´ı kost 11 000 000-20 000 000 tak´e benign´ı a malign´ı loˇziska. L´eze s elastick´ym modulem vyˇsˇs´ım neˇz 100 nebo 120 kPa b´yvaj´ı povaˇzov´any za tvrd´e. Pro malign´ı n´adory jsou typick´e velk´a tuhost a n´ızk´a elasticita (modul pruˇznosti v rozsahu asi 30 aˇz 270 kPa se stˇredn´ı hodnotou asi 160 kPa), zat´ımco n´alez m´enˇe tuh´ych loˇzisek zvyˇsuje pravdˇepodobnost benign´ı formy loˇziska (modul pruˇznosti v rozsahu asi 1 aˇz 70 kPa). Zmˇeny elastick´ych vlastnost´ı tk´an´ı se nejl´epe urˇcuj´ı srovn´an´ım s pr˚u- mˇernou hodnotou elasticity ve zvolen´e referenˇcn´ı oblasti. Zav´ad´ı se veliˇcina strain ratio, kter´a se deﬁnuje jako pod´ıl elasticity v referenˇcn´ı oblasti a elas- ticity v mˇeˇren´e oblasti (napˇr. l´eze). Strain ratio vyjadˇruje, kolikr´at je struk- tura v mˇeˇren´e oblasti tuˇzˇs´ı neˇz tk´aˇn v referenˇcn´ı oblasti. Pro spr´avn´y odhad parametru strain ratio je nutn´e um´ıstit referenˇcn´ı oblast elasticity do stejn´e hloubky, ve kter´e se nach´az´ı hodnocen´a struktura. Pouˇzit´ı referenˇcn´ı oblasti v jin´ych hloubk´ach m˚uˇze v´est k rozd´ıln´ym hodnot´am parametru. Pˇri extern´ı kompresi tk´anˇe maj´ı totiˇz deformaˇcn´ı s´ıly pouze omezen´y dosah do hloubky. Tk´aˇnov´e struktury tedy budou stlaˇcov´any v´ıce v m´ıstech bl´ıˇz povrchu neˇz struktury stejn´e velikosti a tuhosti uloˇzen´e hloubˇeji.","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 117 4.3 Ultrazvukov´a elastograﬁe K zobrazen´ı elastick´ych vlastnost´ı tk´an´ı se pouˇz´ıvaj´ı ultrazvukov´e vlny, po- dobnˇe jako u diagnostick´eho ultrazvuku. V´ystupem ultrazvukov´e elastogra- ﬁe je ultrazvukov´y B-obraz pˇrekryt´y barevnou mapou, kdy je kaˇzd´emu bodu tk´anˇe (pixelu) v z´ajmov´e oblasti pˇriˇrazena urˇcit´a barva, kter´a k´oduje elas- tick´e vlastnosti pˇr´ısluˇsn´eho bodu zobrazovan´e tk´anˇe. Mˇekk´e tk´anˇe b´yvaj´ı obvykle k´odov´any tepl´ymi odst´ıny (ˇcerven´a, ˇzlut´a), tuh´e tk´anˇe pak stu- den´ymi barvami (modr´a, ﬁalov´a). Ultrazvukov´e elastograﬁck´e metody roz- liˇsujeme statick´e (pˇr´ıp. kvazi-statick´e) a dynamick´e. Obr´azek 4.4: Uk´azka elastogramu. 4.3.1 Statick´a ultrazvukov´a elastograﬁe Elastick´e vlastnosti tk´an´ı se u t´eto metody urˇcuj´ı na z´akladˇe rozd´ılu UZ sign´alu pˇred a po kompresi tk´anˇe. Stlaˇcen´ı tk´anˇe m˚uˇze b´yt statick´e (nemˇenn´e v ˇcase) nebo kvazi-statick´e (pomalu promˇenn´e v ˇcase) a nejˇcastˇeji se prov´ad´ı mechanicky pˇr´ımo mˇeˇr´ıc´ı UZ sondou, palpac´ı nebo pomoc´ı vhodn´eho extern´ıho zaˇr´ızen´ı (napˇr. expanzn´ı bal´onek). Ke stlaˇcen´ı tk´anˇe lze ale vyuˇz´ıt tak´e fyziologick´e pohyby v organismu (napˇr. tlukot srdce,","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 118 pulsace c´ev, d´ych´an´ı, svalov´e kontrakce). Z nasn´ıman´ych dvojic obraz˚u tk´anˇe pˇred a po kompresi se vhodn´ymi korelaˇcn´ımi algoritmy pro kaˇzd´y bod 5 (pixel) z´ajmov´e oblasti (ROI ) obrazu stanovuje m´ıra deformace tk´aˇnov´ych struktur. Nejˇcastˇeji se posun tk´anˇe vyhodnocuje jako ˇcasov´y rozd´ıl nede- modulovan´ych sign´al˚u z jednotliv´ych UZ paprsk˚u odraˇzen´ych v r˚uzn´ych ˇ hloubk´ach tk´anˇe (mˇeˇr´ıc´ı okna) pˇred a po stlaˇcen´ı (viz obr. 4.5). Casov´e po- sunut´ı mˇeˇr´ıc´ıch oken pˇred a po kompresi ∆T se obvykle vztahuje k ˇcasov´e vzd´alenosti mˇeˇr´ıc´ıch oken T pˇred kompres´ı: ∆T ∆l ≈ → ε (4.9) T Zn´ame-li napˇet´ı σ (velikost p˚usob´ıc´ı s´ıly), potom m˚uˇzeme po dosazen´ı rov- nice 4.9 do rovnice Hookeova z´akona (4.1) urˇcit elasticitu tk´anˇe kvantita- tivnˇe jako v´ypoˇcet Youngova modulu pruˇznosti v pascalech. Jin´a metoda vyhodnocen´ı elasticity tk´an´ı je zaloˇzena na prinicpu tk´aˇno- 6 v´eho dopplera (DTI ) a ˇcasto se oznaˇcuje jako strain-rate imaging (SRI). Prostˇrednictv´ım dopplerovsk´eho mˇeˇren´ı je pˇri deformaci poˇc´ıt´ana rychlost pohybu tk´anˇe – pˇri kompresi se tk´aˇn pohybuje smˇerem od UZ sondy; pˇri relaxaci se tk´aˇn pohybuje smˇerem k UZ sondˇe. Z ˇcasov´e sekvence dop- plerovsk´ych obraz˚u rychlosti pohybu tk´anˇe se n´aslednˇe vyhodnocuje gra- dient (zmˇena) rychlosti. Nakonec je na z´akladˇe gradient˚u rychlosti odha- dov´ana elasticita (Young˚uv modul) zobrazovan´ych tk´an´ı. Aby bylo ve tk´ani dosaˇzeno dostateˇcn´ych rychlost´ı pohybu potˇrebn´ych pro v´ypoˇcet elastick´ych vlastnost´ı, mus´ı b´yt tk´aˇn stlaˇcov´ana aˇz o nˇekolik milimetr˚u. Pˇri takto velk´e kompresi ovˇsem hroz´ı riziko posunu vyˇsetˇrovan´e struktury mimo zobrazo- 7 vanou oblast a ˇcasto doch´az´ı ke vzniku tzv. halo efektu , kter´y negativnˇe ovlivˇnuje kvalitu v´ysledn´eho obrazu. Obecn´e v´yhody statick´ych elastograﬁck´ych metod spoˇc´ıvaj´ı v jednodu- chosti, ˇsirok´e dostupnosti a n´ızk´e cenˇe. Elastick´e vlastnosti lze zobrazit kla- sick´ymi diagnostick´ymi ultrazvuky, kter´e jsou doplnˇeny o vhodn´y software s algoritmem pro v´ypoˇcet elasticity. Samozˇrejmost´ı statick´ych metod je zob- razen´ı elasticity v re´aln´em ˇcase. 5 Region of Interest (ROI) = oblast z´ajmu 6 Doppler Tissue Imaging (DTI) 7 Halo efekt = rozmaz´an´ı hranic objektu v obraze","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 119 Obr´azek 4.5: Posun tk´anˇe se vyhodnocuje jako ˇcasov´y rozd´ıl nedemodulovan´ych sign´al˚u z jednotliv´ych UZ paprsk˚u odraˇzen´ych v r˚uzn´ych hloubk´ach tk´anˇe (mˇeˇr´ıc´ı okna) pˇred ˇ a po stlaˇcen´ı. Casov´e posunut´ı mˇeˇr´ıc´ıch oken pˇred a po kompresi ∆T se obvykle vztahuje k ˇcasov´e vzd´alenosti mˇeˇr´ıc´ıch oken T pˇred kompres´ı K nev´yhod´am statick´ych metod patˇr´ı ˇcast´a neznalost velikosti deformaˇcn´ı s´ıly, kter´a neumoˇzˇnuje urˇcit elastick´e vlastnosti tk´anˇe (Young˚uv modul) kvantitativnˇe. Elasticita se pak odhaduje pouze na z´akladˇe velikosti de- formace. Odhad elasticity pak souvis´ı s dalˇs´ımi limitacemi metody. Pro- blematick´e je srovn´an´ı a reprodukovatelnost v´ıce elastogram˚u. Kaˇzd´y elas- togram je v´ıcem´enˇe origin´al, poˇr´ızen´y individu´alnˇe pro kaˇzd´eho pacienta za odliˇsn´ych podm´ınek (napˇr. tk´aˇn stlaˇcuje kaˇzd´y l´ekaˇr jinak, fyziologick´e pohyby v organismu jsou z´avisl´e na pacientovi, apod.). Kvalita obrazu i jeho anal´yza potom silnˇe z´avis´ı na znalostech a zkuˇsenostech l´ekaˇre. Jis- tou nev´yhodou je tak´e mˇeˇren´ı a zobrazen´ı elasticity pouze ve smˇeru UZ paprsku. K nev´yhod´am patˇr´ı tak´e v´yskyt ˇrady obrazov´ych artefekt˚u, kter´e mus´ı b´yt pˇri hodnocen´ı elastogramu br´any na zˇretel.","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 120 4.3.2 Dynamick´a ultrazvukov´a elastograﬁe Dynamick´a elastograﬁe je metoda zaloˇzen´a na hodnocen´ı m´ıry stlaˇcen´ı tk´anˇe dynamickou silou, kter´a je na rozd´ıl od statick´ych nebo kvazi- statick´ych sil rychle promˇenn´a v ˇcase. Dynamickou silou jsou nejˇcastˇeji kr´atk´e tlakov´e pulzy nebo mechanick´e vibrace, jejichˇz zdrojem mohou b´yt fyziologick´e pohyby v organismu (napˇr. tlukot srdce nebo pulsace c´ev), ˇcastˇeji pak extern´ı vibr´atory nebo intenzivn´ı pulzy akustick´eho tlaku vy- ˇ tvoˇren´e fokusovan´ym ultrazvukov´ym paprskem (ARFI – viz d´ale). Rada dynamick´ych elastograﬁck´ych metod je zaloˇzena na hodnocen´ı rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln (shear waves), kter´e vznikaj´ı ve tk´ani jako odezva elas- tick´eho odporu tk´anˇe na tlakov´e pulzy nebo mechanick´e vibrace s n´ızkou frekvenc´ı (asi 10-500 Hz) a na rozd´ıl od pod´eln´ych vln se ˇs´ıˇr´ı cel´ym obje- mem tk´anˇe v pˇr´ıˇcn´em smˇeru (ˇc´astice tk´anˇe kmitaj´ı kolmo na smˇer ˇs´ıˇren´ı 8 ultrazvuku), podobnˇe jako vlny na vodn´ı hladinˇe . Elastograﬁck´e metody zaloˇzen´e na stˇriˇzn´ych vln´ach se pak ˇcasto souhrnnˇe oznaˇcuj´ı jako Shear Waves elastograﬁe (SWE). 9 Metoda zaloˇzen´a na radiaˇcn´ı s´ıle ultrazvukov´eho paprsku (ARFI ) vyuˇz´ıv´a velk´eho akustick´eho tlaku fokusovan´eho ultrazvuku ke kompresi tk´aˇnov´ych struktur zamˇeˇren´ych ve fokusaˇcn´ı z´onˇe sn´ıman´e oblasti. Radiaˇcn´ı s´ıla m´a 8 Ultrazvukov´e vlny ze sondy se ˇs´ıˇr´ı prostˇred´ım v pod´eln´em smˇeru – ˇc´astice l´atky kmitaj´ı ve smˇeru ˇs´ıˇren´ı vlny, pˇriˇcemˇz doch´az´ı ke stˇr´ıdav´emu zhuˇst ’ov´an´ı a zˇred ’ov´an´ı ˇc´astic prostˇred´ı ve smˇeru ˇs´ıˇren´ı vlny. Rychlost ˇs´ıˇren´ı pod´eln´ych vln c l je ovlivnˇena elastick´ymi vlastnostmi (objemov´y modul pruˇznosti K) a hustotou prostˇred´ı ρ. Pod´eln´e vlny se mohou ˇs´ıˇrit libovoln´ym hmotn´ym prostˇred´ım: plynn´ym, kapaln´ym i pevn´ym. V biologick´ych mˇekk´ych tk´an´ıch je rychlost ˇs´ıˇren´ı pod´eln´ych vln asi 1400 aˇz 1600 m/s. s K c l = (4.10) ρ Stˇriˇzn´e vlny se naopak mohou ˇs´ıˇrit pouze prostˇred´ım, kter´e odol´av´a nam´ah´an´ı ve smyku, tj. pouze v prostˇred´ı pevn´em. V plynech ani kapalin´ach stˇriˇzn´e vlny nevznikaj´ı. Rychlost ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln v s ve tk´an´ıch je oproti rychlosti ˇs´ıˇren´ı pod´eln´ych vln aˇz 1000× menˇs´ı (cca 1-10 m/s) a z´avis´ı na smykov´ych elastick´ych vlastnostech prostˇred´ı (modul pruˇznosti ve smyku G) a hustotˇe prostˇred´ı ρ: s s G E v s = , G ≈ E/3 → v s = (4.11) ρ 3ρ Elasticitu tk´an´ı (Young˚uv modul E) lze odhadnout z rovnice 4.11 na z´akladˇe namˇeˇren´e rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln v s ve tk´an´ıch. Hustotu biologick´ych tk´an´ı ρ obvykle dosazujeme jako konstantu (viz tabulka 3 4.2). Pr˚umˇern´a hustota mˇekk´ych tk´an´ı (prsn´ı tk´aˇn, prostata, j´atra, ledviny) je pˇribliˇznˇe 1047 ± 5kg/m . 9 Acoustic Radiation Force Impulse","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 121 Tabulka 4.2: Hustota tk´an´ı. 3 Tk´aˇn Hustota (kg/m ) Tuk 928 (917-939) Kostern´ı svalstvo 1041 (1036-1056) J´atra 1050 (1050-1070) Ledviny 1050 Slinivka 1040-1050 Slezina 1054 Prostata 1045 ˇ 1050 (1036-1066) St´ıtn´a ˇzl´aza Varlata 1040 Vajeˇcn´ıky 1048 ˇ 1165 Slacha Mˇekk´e tk´anˇe 1047 ± 5 smˇer ˇs´ıˇren´ı ultrazvukov´ych paprsk˚u a nejvˇetˇs´ı velikosti dosahuje pr´avˇe ve fo- kusaˇcn´ı z´onˇe. Velikost radiaˇcn´ı s´ıly je pˇr´ımo ´umˇern´a pr˚umˇern´e intenzitˇe I ultrazvukov´ych vln v ˇcase a koeﬁcientu absorpce prostˇred´ı α a nepˇr´ımo ´ umˇern´a rychlosti ˇs´ıˇren´ı ultrazvukov´e vlny c prostˇred´ım: 2αI F = (4.12) c K vytvoˇren´ı mˇeˇriteln´ych posun˚u tk´anˇe (obvykle 1 aˇz 20 µm) je zapotˇreb´ı velmi intenzivn´ıho ultrazvukov´eho pulzu. Mˇeˇren´ı posun˚u tk´anˇe zajiˇst ’uj´ı zobrazovac´ı (ˇctec´ı) UZ pulzy vyslan´e pˇred a po aplikaci intenzivn´ıho pulzu. Posun tk´anˇe se stanovuje podobnˇe jako u statick´e elastograﬁe, jako ˇcasov´a zmˇena sign´al˚u z jednotliv´ych ultrazvukov´ych paprsk˚u odraˇzen´ych v r˚uzn´ych hloubk´ach tk´anˇe pˇred a po kompresi tk´anˇe (viz kapitola 4.3.1, obr. 4.5). V praxi se obvykle vyˇsle jeden zobrazovac´ı pulz pro stanoven´ı pozice tk´anˇe pˇred stlaˇcen´ım, intenzivn´ı pulz zp˚usobuj´ıc´ı kompresi tk´anˇe a jeden nebo v´ıce zobrazovac´ıch pulz˚u, kter´e stanovuj´ı pozici tk´anˇe po kompresi a monitoruj´ı n´avrat tk´anˇe zpˇet do p˚uvodn´ı polohy. V´yhodou metody ARFI je mnohem vˇetˇs´ı dosah komprese. Zat´ımco u statick´ych nebo kvazi-statick´ych zp˚usob˚u stlaˇcen´ı tk´anˇe (napˇr. palpace UZ sondou, extern´ım zaˇr´ızen´ım nebo fyzio- logick´ymi pohyby organismu) se ´uˇcinn´y dosah komprese ve tk´ani sniˇzuje","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 122 se vzd´alenost´ı od zdroje deformaˇcn´ı s´ıly (dosah typicky cca 5 cm), metoda zaloˇzen´a na radiaˇcn´ı s´ıle ultrazvukov´eho paprsku tuto limitaci pˇrekon´av´a. Komprese tk´an´ı je v pˇr´ıpadˇe ARFI zaruˇcena prakticky v libovoln´e hloubce tk´anˇe, do kter´e je zamˇeˇrena fokusaˇcn´ı z´ona ultrazvuku. Nev´yhodou me- tody ARFI je, ˇze nezobrazuje pˇr´ımo kvantitativn´ı popis elasticity tk´anˇe, ale pouze odhad Youngova modulu na z´akladˇe velikosti posunut´ı tk´anˇe. Kvantitativn´ı obraz elesticity tk´anˇe nelze zpravidla z´ıskat, protoˇze se veli- kost radiaˇcn´ı s´ıly, zp˚usobuj´ıc´ı deformaci tk´anˇe, mˇen´ı vlivem r˚uzn´eho ´utlumu v r˚uzn´ych tk´an´ıch (koeﬁcient absorpce α v rovnici 4.12). Syst´emy zaloˇzen´e na kompresi tk´anˇe pomoc´ı ARFI nav´ıc vyˇzaduj´ı pro generov´an´ı intenzivn´ıch ultrazvukov´ych pulz˚u sondy speci´aln´ı konstrukce. Vysok´a intenzita fokuso- van´eho ultrazvuku s sebou pˇrin´aˇs´ı tak´e vyˇsˇs´ı biologick´e riziko poˇskozen´ı tk´an´ı (vˇetˇs´ı TI a MI index, viz kapitola 2.4) a vˇetˇs´ı probl´emy se zahˇr´ıv´an´ım ultrazvukov´e sondy. Obr´azek 4.6: Uk´azka point shear-wave elastograﬁe. Na obr´azku je v oblasti z´ajmu papil´arn´ı karcinom ˇst´ıtn´e ˇzl´azy. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Bojunga et al. 2012 ARFI papillary thyroid carcinoma.png. Metody shear waves elastograﬁe (SWE) jsou zaloˇzeny na mˇeˇren´ı rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln, kter´a je ´umˇern´a elasticitˇe tk´an´ı podle rovnice 4.11. Stˇriˇzn´e vlny mohou ve tk´ani vznikat mechanick´ym buzen´ım z povrchu tˇela","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 123 nebo buzen´ım pomoc´ı akustick´eho tlaku fokusovan´eho ultrazvuku (ARFI – viz v´yˇse). Jednotliv´e metody SWE se liˇs´ı tak´e zp˚usobem mˇeˇren´ı a zobrazen´ı rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln. Obr´azek 4.7: Uk´azka shear waves elastograﬁe. Na obr´azku je v barevn´em oknˇe vidˇet papil´arn´ı karcinom ˇst´ıtn´e ˇzl´azy. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Thyroid SSI Szczepanek-Parulska etq al. 2013 papillary thyroid carcinoma elastogra- phy.png. Transient elastograﬁe 10 nebo point Shear-Wave elastograﬁe 11 vyhodno- cuj´ı rychlost ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln pouze pod´el jednoho ultrazvukov´eho pa- prsku (transient elastograﬁe) nebo ve velmi mal´em regionu z´ajmu (ROI) ve srovn´an´ı s velikost´ı zobrazovan´eho pole (point shear-wave elastograﬁe). V´ysledkem je v obou pˇr´ıpadech graf z´avislosti posunu tk´anˇe v ˇcase v jed- notliv´ych hloubk´ach tk´anˇe, ze kter´eho se aproximac´ı urˇcuje pouze ˇc´ıseln´a 10 Transient elastograﬁe (z angl. Transient Elastography – TE) vyuˇz´ıv´a k vytvoˇren´ı stˇriˇzn´ych vln ve tk´ani mechanick´e vibrace buzen´e na povrchu tˇela pomoc´ı speci´aln´ı ultrazvukov´e sondy s pohybliv´ym p´ıstem. 11 point Shear-Wave elastograﬁe (z angl. point Shear-Wave Elastography – pSWE) vyuˇz´ıv´a k vytvoˇren´ı stˇriˇzn´ych vln ve tk´ani radiaˇcn´ı s´ılu fokusovan´eho ultrazvuku (ARFI).","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 124 hodnota rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln. Tato ˇc´ıseln´a hodnota d´av´a podle rovnice 4.11 pˇr´ımo kvantitativn´ı informaci o elasticitˇe zamˇeˇren´e tk´anˇe (viz obr´azek 4.6). Transient elastograﬁe i point shear-wave elastograﬁe jsou vhodn´e pro stanoven´ı elasticity zejm´ena v homogenn´ıch oblastech tk´an´ı a pouˇz´ıvaj´ı se nejˇcastˇeji pro diagnostiku jater. Nejsoﬁstikovanˇejˇs´ı SWE metoda (ShearWave TM Elastography, Superso- nic Imagine) umoˇzˇnuje vyhodnocovat rychlost ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln v tzv. barevn´em oknˇe o rozmˇerech aˇz 3×3 cm pro line´arn´ı sondy a 9×4 cm pro konvexn´ı sondy. V´ysledkem je kvantitativn´ı dvourozmˇern´y obraz elasticity tk´anˇe, kter´y se vykresluje prakticky v re´aln´em ˇcase. Elasticita se opˇet vy- hodnocuje na z´akladˇe mˇeˇriteln´ych posun˚u tk´anˇe (viz rovnice 4.11), kter´e jsou vyhodnoceny na z´akladˇe ˇcasov´ych rozd´ıl˚u sign´al˚u z mnoha ultrazvu- kov´ych paprsk˚u odraˇzen´ych v r˚uzn´ych hloubk´ach tk´anˇe. Poˇr´ızen´ı dvou- rozmˇern´eho obrazu elasticity na z´akladˇe mˇeˇren´ı rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln je umoˇznˇeno tak´e pouˇzit´ım v´ıce fokusaˇcn´ıch z´on ultrazvukov´eho paprsku, kter´e vyvolaj´ı deformaci tk´anˇe a vznik stˇriˇzn´ych vln ve v´ıce hloubk´ach tk´anˇe t´emˇeˇr souˇcasnˇe (viz obr. 4.8). Aby bylo moˇzn´e urˇcit dvourozmˇern´y obraz rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln tk´anˇemi v re´aln´em ˇcase, je nutn´e vyhodnoco- vat posunut´ı tk´anˇe v z´ajmov´e oblasti s velmi vysokou opakovac´ı frekvenc´ı, ˇr´adovˇe v tis´ıc´ıch Hz (ˇcasto 5 000 aˇz 20 000 sn´ımk˚u za sekundu). Pˇri rych- losti stˇriˇzn´ych vln cca 1-10 m/s totiˇz tyto vlny opouˇstˇej´ı sn´ımanou oblast za velmi kr´atkou dobu (napˇr. pro velikost zobrazovan´e oblasti 10 cm opust´ı vlny sc´enu za 1/10 aˇz 1/100 s). Pˇri obrazov´e frekvenci konvenˇcn´ıch ultra- zvukov´ych syst´em˚u (jednotky aˇz des´ıtky sn´ımk˚u ze sekundu) se totiˇz stˇriˇzn´e vlny ze sn´ıman´e sc´eny vytrat´ı jiˇz bˇehem poˇrizov´an´ı sn´ımku a nemohly by b´yt detekov´any. Uk´azka dvourozmˇern´eho elastogramu metodou ShearWave TM Elastography je na obr´azku 4.7. Pod´ıv´ame-li se na obecn´e v´yhody a nev´yhody shear waves elastogra- ﬁck´ych metod, potom je jejich jednoznaˇcnou v´yhodou pˇr´ımo kvantita- tivn´ı popis elasticick´ych vlastnost´ı tk´anˇe (Young˚uv modul), vyhodnocen´y na z´akladˇe rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln pomoc´ı rovnice 4.11. Dalˇs´ı v´yhodou je velk´a prostorov´e rozliˇsovac´ı schopnost, kter´a umoˇzˇnuje velmi pˇresnou lokalizaci a detekci i milimetrov´ych l´ez´ı. Metody nejsou aˇz tolik z´avisl´e na zkuˇsenostech l´ekaˇre a jsou jednoduch´e na obsluhu, protoˇze kompresi","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 125 Obr´azek 4.8: Vznik deformace a stˇriˇzn´ych vln (shear waves) v r˚uzn´ych hloubk´ach tk´anˇe s vyuˇzit´ım fokusace UZ paprsku do v´ıce fokusaˇcn´ıch z´on. tk´anˇe automaticky zajiˇst ’uje pˇr´ıstroj dle nastaven´ych parametr˚u. Znaˇcnou v´yhodou je tak´e moˇznost reprodukce, srovn´av´an´ı a snadnˇejˇs´ı anal´yzy ob- raz˚u, protoˇze kaˇzd´y elastogram je poˇr´ızen v´ıcem´enˇe za stejn´ych akviziˇcn´ıch podm´ınek. Hlavn´ı nev´yhodou SWE metod je zejm´ena vˇetˇs´ı technologick´a n´aroˇcnost (napˇr. speci´aln´ı UZ sondy, technika ultrarychl´eho zobrazov´an´ı) a s t´ım spojen´a vyˇsˇs´ı cena. U technik vyuˇz´ıvaj´ıc´ıch ke kompresi tk´anˇe me- todu radiaˇcn´ıho tlaku fokusovan´eho ultrazvuku je nutn´e volit dostateˇcnou intenzitu vlnˇen´ı, aby mˇely generovan´e stˇriˇzn´e vlny ve tk´an´ıch odpov´ıdaj´ıc´ı dosah. S vyˇsˇs´ı intenzitou ultrazvukov´ych vln je z´aroveˇn spojeno vyˇsˇs´ı ri- ziko biologick´ych ´uˇcink˚u na tk´anˇe a konstrukˇcn´ı probl´emy (napˇr. zahˇr´ıv´an´ı ˇ sondy). C´asteˇcnou nev´yhodou jsou tak´e vlastn´ı zdroj buzen´ı stˇriˇzn´ych vln, kter´y m˚uˇze s´am o sobˇe vytv´aˇret nechtˇen´e sign´aly maskuj´ıc´ı uˇziteˇcn´e sign´aly. Takov´e nechtˇen´e sign´aly musej´ı b´yt pˇred v´ypoˇctem rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln ze sign´alu odﬁltrov´any. 4.3.3 Intravaskul´arn´ı ultrazvukov´a elastograﬁe Intravaskul´arn´ı elastograﬁe se vyuˇz´ıv´a k zobrazen´ı elastick´ych vlastnost´ı c´ev. Princip mˇeˇren´ı je podobn´y jako u statick´e UZ elastograﬁe. Ultrazvu- kov´y sn´ımaˇc se zav´ad´ı do sn´ıman´e c´evy v podobˇe kat´etru. Ke kompresi c´evy se vyuˇz´ıvaj´ı pulsace c´ev vytvoˇren´e rytmickou srdeˇcn´ı ˇcinnost´ı nebo","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 126 se do c´evy zav´ad´ı intravaskul´arn´ı bal´onek, kter´y zmˇenou objemu roztahuje c´evn´ı stˇenu. Metoda je vhodn´a pro detekci tromb˚u a aterosklerotick´ych pl´at˚u usazen´ych na c´evn´ı stˇenˇe. 4.4 Magnetick´a rezonanˇcn´ı elastograﬁe Magnetick´a rezonanˇcn´ı elastograﬁe (MRE) vyhodnocuje elastick´e vlastnosti tk´an´ı na z´akladˇe rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln (shear waves). Stˇriˇzn´e vlny vznikaj´ı ve tk´ani jako odezva na n´ızkofrekvenˇcn´ı mechanick´e vlny (asi 50 aˇz 500 Hz), kter´e jsou do vyˇsetˇrovan´e oblasti generov´any pomoc´ı akustick´ych, ˇ pneumatick´ych nebo elektromagnetick´ych zaˇr´ızen´ı. S´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln je detekov´ano speci´aln´ımi f´azovˇe-kontrastn´ımi metodami citliv´ymi na pohyb. F´aze atomov´ych jader obsaˇzen´ych ve tk´ani je k´odov´ana f´azov´ymi gradienty, kter´e jsou aplikov´any synchronizovanˇe se stejnou frekvenc´ı jako mechanick´e vibrace. Zmˇena f´aze jader je pˇr´ımo ´umˇern´a posunut´ı tk´anˇe zp˚usoben´emu ˇs´ıˇren´ım stˇriˇzn´ych vln. Atomov´a j´adra s r˚uznou f´az´ı produkuj´ı odliˇsn´e MR sign´aly a jejich detekc´ı lze tedy snadno vyhodnotit jejich pohyb. F´azovˇe- kontrastn´ı metoda je velmi citliv´a a detekuje pohyb tk´anˇe jiˇz o stovky nano- metr˚u. F´azov´y obraz nese informaci o rychlosti ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln ve tk´ani (v ). Z obrazu ˇs´ıˇren´ı stˇriˇzn´ych vln je nakonec pomoc´ı speci´aln´ıch mate- s matick´ych algoritm˚u vytvoˇren elastogram, kter´y popisuje elasticitu tk´anˇe (Young˚uv modul) kvantitativnˇe: 2 E = 3ρv = 3ρ (fλ) 2 (4.13) s Kde: ρ : hustota tk´anˇe f : frekvence mechanick´ych vln λ : vlnov´a d´elka pˇr´ıˇcn´ych vln ve tk´ani Gener´atory mechanick´ych vln mohou b´yt akustick´a a pneumatick´a zaˇr´ı- zen´ı nebo elektromagnetick´e c´ıvky (napˇr. pˇri MRE mozku). Aktivn´ı prvek akustick´eho (napˇr. reproduktor) nebo pneumatick´eho (napˇr. pneumatick´a pumpa) zaˇr´ızen´ı vytv´aˇr´ı mechanick´e vibrace, kter´e jsou vedeny spojovac´ı","KAPITOLA 4. ELASTOGRAFIE 127 plastovou trubic´ı k pasivn´ımu prvku. Aktivn´ı prvek m˚uˇze b´yt um´ıstˇen tak´e mimo MR m´ıstnost, coˇz eliminuje vznik ˇsumu a artefakt˚u pˇri poˇrizov´an´ı MR sn´ımk˚u. Pasivn´ı ˇc´ast zaˇr´ızen´ı se pˇrikl´ad´a na vyˇsetˇrovanou oblast (napˇr. na bˇriˇsn´ı stˇenu u MRE jater) a pˇren´aˇs´ı vibrace do tˇela pacienta. Doba MR elastograﬁck´eho vyˇsetˇren´ı je velice kr´atk´a oproti klasick´emu MRI vyˇsetˇren´ı. Poˇr´ızen´ı obrazu trv´a obvykle asi 15 aˇz 30 s, coˇz je umoˇznˇeno jednak rychl´ymi f´azovˇe-kontrastn´ımi sekvencemi, jednak niˇzˇs´ım rozliˇsen´ım (asi 3 aˇz 5×) elastogramu oproti nativn´ım MR sn´ımk˚u. Bˇehem sn´ım´an´ı obrazu mus´ı pacient zadrˇzet dech, aby nebyl v´ysledn´y obraz znehodnocen pohybov´ymi artefakty. Magnetick´a rezonanˇcn´ı elastograﬁe nevyˇzaduje ˇz´adn´e sloˇzit´e softwarov´e ani hardwarov´e doplˇnky ke standardn´ım MR pˇr´ıstroj˚um a nab´ız´ı znaˇcn´y diagnostick´y pˇr´ınos pˇredevˇs´ım pˇri vyˇsetˇren´ı jater, ledvin, a mozku. Patolo- gie lze ovˇsem s v´yhodou hodnotit tak´e u jin´ych org´an˚u: prsn´ı tk´anˇe, pro- staty, srdce, c´ev, sleziny, slinivky bˇriˇsn´ı, plic, svalstva, kost´ı, chrupavky, oka, m´ıchy, aj. Relativn´ı jednoduchost metody umoˇzˇnuje zaˇradit MRE do stan- dardn´ıho protokolu vyˇsetˇren´ı. Znaˇcnou v´yhodou je moˇznost mˇeˇren´ı pohybu tk´anˇe v libovoln´e rovinˇe. Nev´yhodou metody je vysok´a cena vyˇsetˇren´ı.","Kapitola 5 Elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe Elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe (Electric Impedance Tomography – EIT) je neinvazivn´ı l´ekaˇrsk´a technika vyuˇz´ıvaj´ıc´ı n´ızkofrekvenˇcn´ı elektrick´e proudy pro zobrazen´ı elektrick´ych vlastnost´ı tk´an´ı a vnitˇrn´ıch struktur tˇela. Me- toda je zaloˇzena na skuteˇcnosti, ˇze r˚uzn´e biologick´e tk´anˇe maj´ı r˚uzn´e elek- trick´e vlastnosti, a ˇze mezi zdrav´ymi a patologick´ymi tk´anˇemi existuj´ı v´yrazn´e rozd´ıly elektrick´ych vlastnost´ı. Elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe od sebe umoˇzˇnuje odliˇsit jednotliv´e typy tk´an´ı a poskytuje d˚uleˇzit´e infor- mace o struktuˇre, fyziologick´em stavu, patologii a funkci tk´an´ı. Metoda nach´az´ı uplatnˇen´ı nejen v l´ekaˇrsk´e diagnostice a klinick´em vyˇsetˇrov´an´ı, ale tak´e pˇri screeningu nebo kontinu´aln´ım monitorov´an´ı funkc´ı pacienta u l˚uˇzka. Kromˇe statick´eho zobrazen´ı rozloˇzen´ı elektrick´ych vlastnost´ı ve sn´ıman´e oblasti umoˇzˇnuj´ı nˇekter´e EIT syst´emy zaznamenat tak´e dynamick´e zmˇeny elektrick´ych vlastnost´ı tk´an´ı v ˇcase nebo vytvoˇrit trojrozmˇern´y obraz mˇeˇren´e oblasti. Mˇeˇren´ı elektrick´ych vlastnost´ı pˇrin´aˇs´ı nov´e moˇznosti v l´ekaˇrsk´em zobra- zov´an´ı a nab´ız´ı uˇziteˇcnou a v mnoha smˇerech v´yhodnou alternativu ke stan- dardn´ım a bˇeˇznˇe pouˇz´ıvan´ym zobrazovac´ım metod´am v klinick´e praxi, kter´ymi jsou rentgenov´e vyˇsetˇren´ı (RTG), v´ypoˇcetn´ı tomograﬁe (CT), mag- netick´a rezonance (MRI), ultrazvukov´e vyˇsetˇren´ı (UZ), termograﬁe, pozi- tronov´a emisn´ı tomograﬁe (PET) nebo jednofotonov´a emisn´ı tomograﬁe (SPECT). Jednoduchost, bezpeˇcnost, rychlost a n´ızk´a cena elektrick´e im- pedanˇcn´ı tomograﬁe jsou na druhou stranu vykoupeny n´ızkou rozliˇsovac´ı schopnost´ı, n´aroˇcnost´ı v´ypoˇctu a ˇcetn´ymi obrazov´ymi artefakty, kter´e st´ale br´an´ı ˇsirˇs´ımu uplatnˇen´ı metody v klinick´e praxi. 128","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 129 Za poˇc´atky elektrick´e impedanˇcn´ı tomograﬁe lze povaˇzovat studium pasivn´ıch elektrick´ych vlastnost´ı biologick´ych tk´an´ı jiˇz ve 20. letech mi- nul´eho stolet´ı. Prvn´ı zm´ınky o praktick´e aplikaci bioimpedanˇcn´ıch tech- nik v kardiologii (impedanˇcn´ı kardiograﬁe) se datuj´ı do 40. let minul´eho stolet´ı. Od t´eto doby se spektrum klinick´ych aplikac´ı mˇeˇren´ı impedance velmi rychle rozˇsiˇruje na monitorov´an´ı funkce plic (impedanˇcn´ı pneumo- graﬁe), hodnocen´ı sloˇzen´ı tˇela, diagnostiku rakoviny prsu a k˚uˇze, detekci n´ador˚u a meningitidy, diagnostiku otok˚u mozku nebo monitoring transplan- tovan´ych org´an˚u. Od zjiˇstˇen´ı, ˇze elektrick´e vlastnosti tk´an´ı jsou frek- venˇcnˇe z´avisl´e (r. 1957) se dalˇs´ı v´yvoj zamˇeˇruje na elektrickou impe- danˇcn´ı spektroskopii (EIS), kter´a vyhodnocuje impedanci tk´an´ı pˇri r˚uzn´ych frekvenc´ıch stˇr´ıdav´eho elektrick´eho proudu. N´apad vytvoˇrit zobrazovac´ı techniku zaloˇzenou na mˇeˇren´ı impedance (tzv. bioimpedanˇcn´ı tomograﬁe, resp. elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe) poprv´e zmiˇnuje v r. 1978 Webster. Za v´yvojem prvn´ı prakticky pouˇziteln´e bioimpedanˇcn´ı tomograﬁe (syst´em Sheﬃeld Mark I, 1984) stoj´ı Barber a Brown. Dalˇs´ı v´yrazn´y pokrok zna- menal v´yvoj digit´aln´ıho prototypu elektroimpedanˇcn´ıho tomografu v polo- vinˇe 90. let skupinou okolo Helligeho a Hahna (syst´em GOE MF II). Prvn´ı elektroimpedanˇcn´ı syst´emy se pot´ykaly zejm´ena s n´ızkou citlivost´ı detekce nˇekter´ych tk´an´ı, problematick´ym a ˇcasovˇe n´aroˇcn´ym pˇripojen´ım elektrod a sloˇzitost´ı v´ypoˇctu, kter´y neumoˇzˇnoval zobrazen´ı v´ysledk˚u v re´aln´em ˇcase. 5.1 Aplikace EIT v praxi V medic´ınˇe se lze se zobrazen´ım EIT setkat v mnoha oblastech. Velmi ˇcast´e je pouˇzit´ı metody pˇri vyˇsetˇren´ı a monitorov´an´ı fyziologick´e funkce plic 1 (napˇr. d´ychac´ı pot´ıˇze, poranˇen´ı plic, ARDS , rakovina plic) nebo ke kont- 2 role funkce plic pˇri umˇel´e ventilaci (napˇr. VALI ). Uˇziteˇcn´e je stanoven´ı m´ıry prokrven´ı plic, m´ıry ventilace plic, hodnocen´ı plicn´ıch objem˚u nebo monito- rov´an´ı distribuce vzduchu v plic´ıch (provzduˇsnˇen´e a neprovzduˇsnˇen´e oblasti plic). Impedanˇcn´ı obrazy plic d´ale umoˇzˇnuj´ı diagnostikovat napˇr. hemotho- rax, pleur´aln´ı v´ypotky, plicn´ı otoky, plicn´ı embolii nebo krev v plic´ıch (krev 1 Acute Respiratory Distress Syndrome – syndrom akutn´ı respiraˇcn´ı t´ısnˇe 2 Ventilator-associated lung injury – poˇskozen´ı plic pˇri umˇel´e plicn´ı ventilaci","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 130 a tekutina se projevuj´ı sn´ıˇzenou impedanc´ı), d´ale napˇr. pneumothorax nebo plicn´ı emfyz´em (vzduch se projevuje v´yraznˇe zv´yˇsenou impedanc´ı). Jen pro zaj´ımavost uv´ad´ıme, ˇze maxim´aln´ı n´adech z rezidu´aln´ıho objemu do celkov´e kapacity plic m˚uˇze zv´yˇsit bioimpedanci hrudn´ıku aˇz o 300 %. Dalˇs´ı ˇcastou oblast´ı aplikace mˇeˇren´ı impedance je vyˇsetˇren´ı prsu. Syst´emy se oznaˇcuj´ı jako elektroimpedanˇcn´ı mamografy (napˇr. MEIK) a pouˇz´ıvaj´ı se zejm´ena pro screening rakoviny prsu nebo z´anˇetu prsn´ı ˇzl´azy. Tyto pato- logie se obvykle projevuj´ı sn´ıˇzenou impedanc´ı tk´anˇe. Rozˇs´ıˇren´e je tak´e elektroimpedanˇcn´ı vyˇsetˇren´ı v neurologii, kde se pouˇz´ıv´a k diagnostice mozkov´e ischemie, mozkov´eho krv´acen´ı, k lokalizaci epilep- tick´ych loˇzisek nebo k monitorov´an´ı mozkov´ych funkc´ı a aktivity neu- ron˚u. Aktivace neuron˚u je prov´azena v´yrazn´ym sn´ıˇzen´ım odporu bunˇeˇcn´e membr´any a projevuje se poklesem impedance aktivovan´ych oblast´ı mozku. Z dalˇs´ıch klinick´ych aplikac´ı lze zm´ınit vyuˇzit´ı elektrick´e impedanˇcn´ı to- mograﬁe pˇri diagnostice n´ador˚u podkoˇzn´ıch tk´an´ı, sledov´an´ı gastrick´eho vy- prazdˇnov´an´ı, nebo pˇri hodnocen´ı pr˚utoku krve hrudn´ıkem, hlavou, konˇceti- nami, c´evami nebo srdcem (pln´ıc´ı objem, srdeˇcn´ı v´ystup). Srdeˇcn´ı aktivita a rozd´ıly pr˚utoku krve srdcem mezi systolou a diastolou ovlivˇnuj´ı impedanci hrudn´ıku v rozsahu asi aˇz o 3 %. Zaj´ımav´a je tak´e aplikace pˇri monitorov´an´ı teploty napˇr. pˇri hypertermick´ych terapi´ıch, protoˇze je zn´amo, ˇze se elek- trick´e vlastnosti mˇen´ı s teplotou. Existuje pouze velmi m´alo informac´ı a zkuˇsenost´ı ve vztahu interference mezi aktivn´ımi implant´aty v tˇele pacienta a mˇeˇren´ım bioimpedance. Apliko- van´e stˇr´ıdav´e proudy mohou zp˚usobit interference a ovlivnit funkci pˇr´ıstroje a implant´at˚u. Z tohoto d˚uvodu by se EIT nemˇelo pouˇz´ıvat u pacient˚u s kar- diostimul´atory, deﬁbril´atory nebo jin´ymi kovov´ymi implant´aty. Mimo medic´ınu nach´az´ı elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe uplatnˇen´ı tak´e v technick´ych oborech (napˇr. nedestruktivn´ı testov´an´ı materi´al˚u, detekce trhlin a koroze, zobrazen´ı toku kapalin a plyn˚u v potrub´ıch), geofyzice (ma- teri´alov´e sloˇzen´ı p˚udy pod povrchem, detekce ´unik˚u kapalin a plyn˚u, de- tekce pr˚utok˚u) nebo v pˇr´ırodn´ıch vˇed´ach. Zat´ımco v medic´ınˇe je jedn´ım z hlavn´ıch probl´em˚u spr´avn´eho mˇeˇren´ı ˇspatn´e um´ıstˇen´ı elektrod na tˇele pacienta, v technick´e praxi je aplikace impedanˇcn´ı tomograﬁe mnohem jed- noduˇsˇs´ı, protoˇze lze pouˇz´ıt ﬁxovan´a pole elektrod.","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 131 5.2 Elektrick´e vlastnosti tk´an´ı Ze stˇredoˇskolsk´e fyziky v´ıme, ˇze elektrick´y odpor (R) l´atky je fyzik´aln´ı veliˇcina, kter´a popisuje vztah mezi elektrick´ym napˇet´ım a stejnosmˇern´ym elektrick´ym proudem (Ohm˚uv z´akon: R = U/I). Elektrick´y odpor lze ch´apat jako vlastnost l´atky, kter´a br´an´ı pr˚uchodu stejnosmˇern´eho elek- trick´eho proudu (uspoˇr´adan´y pohyb elektricky nabit´ych ˇc´astic) l´atkou. Nech´ame-li l´atkou proch´azet stˇr´ıdav´y elektrick´y proud s ´uhlovou frekvenc´ı ω = 2πf, m˚uˇze se odpor l´atky zaˇc´ıt chovat tak, ˇze jej jiˇz nebude moˇzn´e po- psat Ohmov´ym z´akonem. Zav´ad´ı se nov´a fyzik´aln´ı veliˇcina, kter´a zobecˇnuje teorii elektrick´eho odporu – elektrick´a impedance. Elektrick´a impedance je fyzik´aln´ı veliˇcina, kter´a popisuje odpor l´atky proti pr˚uchodu stˇr´ıdav´eho proudu a urˇcuje f´azov´y posun (ˇcasov´e zpoˇzdˇen´ı) mezi elektrick´ym napˇet´ım a proudem. Elektrick´a impedance (Z) je vektor, kter´y se deﬁnuje jako pomˇer mezi elektrick´ym napˇet´ım (U) a elektrick´ym proudem (I) – rovnice 5.1. Jednotka elektrick´e impedance je stejn´a jako jednotka elektrick´eho odporu – Ohm (Ω). Elektrick´a impedance je kom- plexn´ı veliˇcina sloˇzen´a z re´aln´e a imagin´arn´ı sloˇzky (viz obr. 5.1). Re´aln´a 3 sloˇzka impedance se oznaˇcuje jako rezistance (R) a imagin´arn´ı sloˇzka jako reaktance (X). Impedanci v komplexn´ım tvaru m˚uˇzeme vyj´adˇrit rovnicemi v pol´arn´ıch (rovnice 5.2), resp. kart´ezsk´ych souˇradnic´ıch (rovnice 5.3). U Z = (5.1) I Z = |Z|e jθ (5.2) Z = R + jX = |Z| cos θ + j|Z| sin θ (5.3) Absolutn´ı hodnotu impedance (|Z|) v rovnic´ıch 5.2 a 5.3 lze urˇcit pomoc´ı ´ Pythagorovy vˇety z obr. 5.1. Uhel θ popisuje f´azov´y posun mezi elektrick´ym napˇet´ım a proudem. p 2 |Z| = R + X 2 (5.4) 3 Rezistance je ta ˇc´ast elektrick´e impedance, kter´a se chov´a stejnˇe jako klasick´y ohmick´y odpor.","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 132 Obr´azek 5.1: Elektrick´a impedance jako komplexn´ı veliˇcina. Elektrick´a impedance se uplatˇnuje ve spojitosti se stˇr´ıdav´ym elektrick´ym proudem pˇredevˇs´ım v elektrick´ych obvodech, kter´e obsahuj´ı kapacitn´ı prvky (kondenz´atory) a/nebo prvky s indukˇcnost´ı (c´ıvky). Kondenz´atory a c´ıvky ovlivˇnuj´ı f´azov´y posun mezi napˇet´ım a proudem: kondenz´atory zp˚usobuj´ı negativn´ı f´azov´y posun (proud pˇredb´ıh´a napˇet´ı); c´ıvky zp˚usobuj´ı pozitivn´ı f´azov´y posun (proud se zpoˇzd ’uje za napˇet´ım). Rezistory f´azov´y posun mezi napˇet´ım a proudem neovlivˇnuj´ı (viz obr. 5.2). Impedanci vˇsech tˇr´ı prvk˚u lze popsat n´asleduj´ıc´ımi rovnicemi: • Impedance rezistoru (rezistance): Z = R R 4 • Impedance c´ıvky (induktance) : Z = jωL L 1 5 • Impedance kondenz´atoru (kapacitance) : Z = jωC C Z rovnic pro induktanci a kapacitanci je patrn´e, ˇze impedance kondenz´atoru, resp. c´ıvky k pr˚uchodu stˇr´ıdav´eho elektrick´eho proudu je z´avisl´a na frek- venci proudu ω = 2πf. Impedance kondenz´atoru s rostouc´ı frekvenc´ı proudu kles´a, zat´ımco impedance c´ıvky s rostouc´ı frekvenc´ı proudu roste. Mezi dalˇs´ı elektrick´e vlastnosti l´atek patˇr´ı kromˇe elektrick´eho odporu a elektrick´e impedance tak´e fyzik´aln´ı veliˇciny: elektrick´a vodivost, admi- tance, mˇern´y elektrick´y odpor, mˇern´a elektrick´a vodivost a elektrick´a per- mitivita. 4 Indukˇcnost (L) vyjadˇruje schopnost vodiˇce (c´ıvky) pˇremˇenit elektrick´e pole na pole magnetick´e. 5 Kapacita (C) vyjadˇruje schopnost vodiˇce (kondenz´atoru) uchovat elektrick´y n´aboj.","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 133 Obr´azek 5.2: F´azov´y posun mezi elektrick´ym napˇet´ım a proudem pro ide´aln´ı odpor, c´ıvku a kondenz´ator. • Elektrick´a vodivost: Popisuje schopnost l´atky v´est elektrick´y proud. Deﬁnuje se jako pˇrevr´acen´a hodnota elektrick´eho odporu. 1 G = [S] (5.5) R • Admitance: Deﬁnuje se jako pˇrevr´acen´a hodnota impedance. 1 Y = [S] (5.6) Z • Mˇern´y elektrick´y odpor (rezistivita): Popisuje elektrick´y odpor vodiˇce jednotkov´e d´elky (l) a jednotkov´eho pr˚uˇrezu (S). Rezistivita je ma- teri´alov´a konstanta. RS ρ = [Ω · m] (5.7) l","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 134 • Mˇern´a elektrick´a vodivost (konduktivita): Deﬁnuje se jako pˇrevr´acen´a hodnota mˇern´eho elektrick´eho odporu. 1 −1 σ = [Ω −1 · m ] (5.8) ρ • Elektrick´a permitivita (ε): Je popisov´ana jako m´ıra rozdˇelen´ı n´aboje uvnitˇr l´atky vlivem vnˇejˇs´ıho elektrick´eho pole. Popisuje m´ıru zeslaben´ı p˚usoben´ı elektrick´e s´ıly l´atkou. 5.3 Bioimpedance tk´anˇe Biologick´a tk´aˇn je tvoˇrena mezibunˇeˇcnou tekutinou a souborem morfolo- gicky podobn´ych bunˇek, kter´e pln´ı urˇcitou funkci. Hlavn´ı sloˇzkou mezi- bunˇeˇcn´e (extracelul´arn´ı) tekutiny je tk´aˇnov´y mok (interstici´aln´ı tekutina), d´ale pak krevn´ı plazma a m´ıza (lymfa). Vˇsechny tˇri sloˇzky extracelul´arn´ı tekutiny maj´ı podobn´e sloˇzen´ı a obsahuj´ı pˇredevˇs´ım vodu, elektrolyty, ami- nokyseliny, b´ılkoviny, cukry, mastn´e kyseliny a tuky, enzymy, hormony, neu- rotransmitery, soli, ˇziviny, rozpuˇstˇen´e d´ychac´ı plyny a produkty l´atkov´e v´ymˇeny (metabolity). Buˇnka je ohraniˇcena plazmatickou membr´anou (fos- folipidov´a dvojvrstva) a obsahuje cytoplazmu (nitrobunˇeˇcn´a, resp. intrace- lul´arn´ı tekutina), j´adro, bunˇeˇcn´e organely a jin´e bunˇeˇcn´e struktury. Sloˇzen´ı cytoplazmy je podobn´e extracelul´arn´ı tekutinˇe. Ve vztahu k elektrick´emu proudu se biologick´a tk´aˇn chov´a jako zvl´aˇstn´ı druh vodiˇce, kter´y se od klasick´ych kovov´ych vodiˇc˚u a elektrolyt˚u odliˇsuje svoj´ı velmi sloˇzitou mikroskopickou i makroskopickou strukturou, nehomo- 6 genitou a anizotropi´ı . Veden´ı elektrick´eho proudu tk´anˇemi je umoˇznˇeno v´yhradnˇe prostˇrednictv´ım kladn´ych a z´aporn´ych iont˚u (tzv. vodiˇc druh´eho ˇr´adu) obsaˇzen´ych v extracelul´arn´ı i intracelul´arn´ı tekutinˇe, zat´ımco elektro- nov´a vodivost (tzv. vodiˇc prvn´ıho ˇr´adu) se prakticky neuplatˇnuje. Elektrick´e vlastnosti tk´anˇe lze charakterizovat napˇr. pomoc´ı mˇern´e vodivosti, kter´a popisuje schopnost tk´anˇe v´est elektrick´y proud. Celkov´a iontov´a vodivost tk´anˇe z´avis´ı pˇredevˇs´ım na koncentraci, aktivitˇe, n´aboji a pohyblivosti vˇsech voln´ych iont˚u ve tk´ani. Z fyzik´aln´ıch parametr˚u ovlivˇnuje vodivost tk´anˇe 6 Anizotropie = z´avislost fyzik´aln´ıch vlastnost´ı prostˇred´ı na smˇeru, ve kter´em se mˇeˇr´ı.","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 135 zejm´ena viskozita a teplota. Nitrobunˇeˇcn´e i mezibunˇeˇcn´e tekutiny (elektro- lyty) jsou velmi dobr´ymi vodiˇci elektrick´eho proudu a jejich mˇern´a vodivost je obvykle vysok´a (asi 0, 2−1, 0 S/m). Naopak bunˇeˇcn´e membr´any se chovaj´ı jako ˇspatn´e vodiˇce proudu a jejich mˇern´a vodivost dosahuje mnohem niˇzˇs´ıch hodnot (asi 10 −6 − 10 −8 S/m). Vodivost tk´anˇe pro stejnosmˇern´y a stˇr´ıdav´y elektrick´y proud lze pˇribliˇznˇe odhadnout podle n´asleduj´ıc´ıch vztah˚u [55]: 2(1 − b) G = σ e (5.9) − (2 + b) σ i (σ m +iωC m )a 2(1 − b)σ + (1 + 2b) σ i +(σ m +iωC m )a e G = σ e (5.10) ∼ σ i (σ m +iωC m )a (2 + b)σ + (1 − b) σ i +(σ m +iωC m )a e Kde: σ e : vodivost extracelul´arn´ı tekutiny σ i : vodivost intracelul´arn´ı tekutiny σ m : vodivost bunˇeˇcn´e membr´any C m : kapacita bunˇeˇcn´ych membr´an ω : ´uhlov´a frekvence stˇr´ıdav´eho proudu a : polomˇer buˇnky b : objemov´y pod´ıl bunˇek z celkov´eho objemu tk´anˇe Odpor biologick´ych tk´an´ı je velmi nest´al´y, je ovlivnˇen molekulovou, histo- logickou a anatomickou strukturou tk´anˇe i jej´ım funkˇcn´ım stavem. Bunˇeˇcn´a membr´ana se nav´ıc ve vztahu k proch´azej´ıc´ımu elektrick´emu proudu chov´a podobnˇe jako kondenz´ator – kapacitn´ı a odporov´e vlastnosti membr´any se mˇen´ı podle druhu a frekvence elektrick´eho proudu. Celkov´y odpor tk´anˇe je tedy d´an souˇctem frekvenˇcnˇe nez´avisl´ych odpor˚u extracelul´arn´ı a in- tracelul´arn´ı tekutiny a frekvenˇcnˇe z´avisl´eho odporu bunˇeˇcn´ych membr´an. Hovoˇr´ıme-li o odporu biologick´ych tk´an´ı, je uˇziteˇcnˇejˇs´ı pouˇz´ıt term´ın bio- impedance. Bioimpedance popisuje odezvu ˇziv´eho organismu na pr˚uchod stˇr´ıdav´eho elektrick´eho proudu a vyjadˇruje odpor biologick´e tk´anˇe, kter´y br´an´ı pr˚uchodu stˇr´ıdav´eho elektrick´eho proudu tk´an´ı.","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 136 Tabulka 5.1: Rezistivita tk´an´ı. Pˇrevzato z [84]. Tk´aˇn Rezistivita (Ω · cm) Krev 150 Pl´ıce inspirium 2400 expirium 700 Tuk 2000-2700 Kosti 16600 Svaly longitudin´alnˇe 125 transverz´alnˇe 1800 Srdce longitudin´alnˇe 160-575 transverz´alnˇe 420-5200 Odporov´e vlastnosti tk´anˇe jsou ovlivnˇeny zejm´ena strukturou, sloˇze- n´ım (voda, elektrolyty, proteiny) a mnoˇzstv´ım nitrobunˇeˇcn´ych a mimo- bunˇeˇcn´ych tekutin. Kapacitn´ı vlastnosti tk´anˇe z´avis´ı pˇredevˇs´ım na charak- teristice bunˇeˇcn´ych membr´an (iontov´e kan´aly, mastn´e kyseliny, membr´anov´e proteiny, spoje mezi buˇnkami, tlouˇst ’ka membr´any, aj.) a vlastnostech bunˇek (poˇcet, velikost, typ). Tk´anˇe s vysok´ym mnoˇzstv´ım tekutiny (napˇr. krev, svalov´a tk´aˇn) maj´ı vysokou vodivost a n´ızk´y odpor. Naopak tukov´a tk´aˇn, kosti nebo vzduch vedou elektrick´y proud velmi omezenˇe a jejich bioimpe- dance je vysok´a. Typick´a rezistivita nˇekter´ych biologick´ych tk´an´ı je uvedena v tabulce 5.1. Obr´azek 5.3: Pr˚uchod proudu (modr´e kˇrivky) buˇnkami z´avis´ı na frekvenci stˇr´ıdav´eho proudu.","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 137 Odporov´e a kapacitn´ı vlastnosti tk´anˇe se projevuj´ı v r˚uzn´e m´ıˇre v z´a- vislosti na charakteristice a frekvenci elektrick´eho proudu (viz obr. 5.3). Pro stejnosmˇern´e proudy a stˇr´ıdav´e proudy s n´ızkou frekvenc´ı (< 5 kHz) je membr´ana buˇnky zcela nepropustn´a (Z → ∞), proud obt´ek´a buˇnky a vo- C divost tk´anˇe je ovlivnˇena pouze odporem mimobunˇeˇcn´eho prostoru. S ros- touc´ı frekvenc´ı stˇr´ıdav´eho proudu odpor bunˇeˇcn´e membr´any postupnˇe kles´a a proud proch´az´ı pˇres membr´anu buˇnky i do intracelul´arn´ıho prostoru. Vodi- vost tk´anˇe je potom ovlivnˇena nejen odporem mimobunˇeˇcn´eho prostoru, ale tak´e odporem nitrobunˇeˇcn´eho prostoru. Pˇri frekvenc´ıch proudu vyˇsˇs´ıch neˇz cca 100 kHz jiˇz proch´az´ı proud pˇres bunˇeˇcnou membr´anu t´emˇeˇr bez ome- zen´ı. Zat´ımco odpor na membr´anˇe bunˇek se s rostouc´ı frekvenc´ı stˇr´ıdav´eho proudu sniˇzuje, odpor tekutin se s frekvenc´ı proudu t´emˇeˇr nemˇen´ı. Zaj´ımav´e je sledov´an´ı kapacitn´ıho chov´an´ı tk´anˇe, kter´e se zvyˇsuje s frek- venc´ı stˇr´ıdav´eho proudu aˇz do sv´eho maxima pˇri frekvenci proudu cca 50 kHz. S dalˇs´ım zvyˇsov´an´ım frekvence proudu naopak doch´az´ı ke ztr´atˇe kapacitn´ıch vlastnost´ı tk´anˇe. Model kapacitn´ıho chov´an´ı tk´anˇe v z´avislosti na frekvenci stˇr´ıdav´eho produ popisuje tzv. Cole-Cole kˇrivka (viz obr. 5.4). Obr´azek 5.4: Model kapacitn´ıho chov´an´ı tk´anˇe v z´avislosti na frekvenci stˇr´ıdav´eho proudu popisuje tzv. Cole-Cole kˇrivka. Aˇz do frekvence proudu cca 50 kHz kapacitance tk´anˇe (X) roste, s dalˇs´ım r˚ustem frekvence proudu pak kapacitance tk´anˇe kles´a. Pˇri velmi n´ızk´ych nebo naopak velmi vysok´ych frekvenc´ıch stˇr´ıdav´eho proudu se projevuj´ı pˇrev´aˇznˇe pouze odporov´e vlastnosti tk´anˇe (Z ≈ R). Pro v´ypoˇcet bioimpedance je uˇziteˇcn´e prov´est analogii biologick´e tk´anˇe s vhodn´ym elektrick´ym obvodem. Biologick´a tk´aˇn je tvoˇrena buˇnkami a mi- mobunˇeˇcnou tekutinou a lze ji ch´apat jako mikroskopickou s´ıt ’ elektrick´ych obvod˚u. Obvykl´ym modelem biologick´e tk´anˇe je ˇctyˇrprvkov´e odporovˇe- kapacitn´ı zapojen´ı tvoˇren´e odporem extracelul´arn´ı tekutiny (R ), odpo- e rem intracelul´arn´ı tekutiny (R ) a paraleln´ım zapojen´ım odporu bunˇeˇcn´e i membr´any (R ) a kapacity membr´any (C ) – viz obr. 5.5. m m","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 138 Obr´azek 5.5: Elektrick´y model tk´anˇe: R e – odpor extraculul´arn´ı tekutiny, R i – odpor intracelul´arn´ı tekutiny, R m – odpor bunˇeˇcn´e membr´any, C m – kapacita bunˇeˇcn´e membr´any. 5.4 Princip metody Pro vyhodnocen´ı a zobrazen´ı elektrick´ych vlastnost´ı vnitˇrn´ıch struktur z povrchu objektu se pouˇz´ıvaj´ı speci´aln´ı elektroimpedanˇcn´ı mˇeˇr´ıc´ı syst´emy tvoˇren´e zdrojem elektrick´eho proudu, vys´ılac´ımi a mˇeˇr´ıc´ımi elektrodami, zesilovaˇcem sign´alu a obvody pro zpracov´an´ı sign´alu (viz obr. 5.6). Pouˇz´ıvaj´ı se v´yhradnˇe stˇr´ıdav´e proudy o frekvenci asi 10 kHz aˇz 1 MHz, kter´e maj´ı schopnost proniknout pˇres membr´anu bunˇek do intracelul´arn´ıho prostoru. Stejnosmˇern´e elektrick´e proudy se pro mˇeˇren´ı nepouˇz´ıvaj´ı. Pˇri aplikaci stejnosmˇern´ych proud˚u vznik´a na rozhran´ı elektroda–povrch tˇela polarizovan´a vrstva s n´abojem, kter´a m˚uˇze maskovat elektrick´e vlastnosti tk´an´ı pod elektrodami a v´yraznˇe ovlivˇnuje v´ysledky mˇeˇren´ı. Velikost apliko- van´ych proud˚u mus´ı dodrˇzovat pˇr´ısn´e limity: nesm´ı poˇskozovat tk´aˇn a mus´ı b´yt pod prahem stimulace bunˇek. Obvykle se pouˇz´ıvaj´ı elektrick´e proudy o velikosti od 0,1 mA do 1 mA. Normy uv´adˇej´ı maxim´aln´ı bezpeˇcnou veli- kost stˇr´ıdav´eho proudu 3,5 mA pro frekvenci 10 aˇz 100 Hz. Pro frekvenci proudu 10 kHz se uv´ad´ı maxim´aln´ı bezpeˇcn´a hodnota 1 mA. Aby zdroj elektrick´eho proudu vys´ılal do objektu pˇresnˇe poˇzadovanou velikost proudu, mus´ı m´ıt pro vˇsechny vys´ılac´ı frekvence vzhledem k zat´ıˇzen´ı zdroje velmi velkou v´ystupn´ı impedanci (ide´alnˇe Z → ∞).","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 139 Vys´ılac´ımi elektrodami jsou do mˇeˇren´eho objektu vys´ıl´any slab´e stˇr´ıdav´e proudy. P˚usoben´ım elektrick´ych proud˚u prot´ekaj´ıc´ıch objektem doch´az´ı uv- nitˇr objektu k rozloˇzen´ı potenci´alu, kter´e je ovlivnˇeno elektrick´ymi vlast- nostmi vnitˇrn´ıch struktur objektu. Hladiny se stejnou velikost´ı potenci´alu (tzv. izopotenci´aln´ı hladiny) jsou vˇzdy kolm´e na smˇer ˇs´ıˇren´ı elektrick´ych proud˚u v objektu (viz obr. 5.7). Rozloˇzen´ı izopotenci´aln´ıch hladin uvnitˇr objektu vytv´aˇr´ı na povrchu objektu tzv. napˇet ’ov´e proﬁly, kter´e jsou dete- kov´any mˇeˇr´ıc´ımi elektrodami (viz obr. 5.8). Zmˇeny elektrick´ych vlastnost´ı uvnitˇr objektu ovlivˇnuj´ı rozloˇzen´ı potenci´alu a vyvol´avaj´ı zmˇeny napˇet ’ov´ych ˇ proﬁl˚u na povrchu objektu. S´ıˇren´ı a distribuce elektrick´ych proud˚u v ob- jektu se ˇr´ıd´ı Kirchhoﬀov´ymi z´akony, podobnˇe jako v elektrick´ych obvodech. Proudy proch´azej´ı objektem mezi elektrodami po uzavˇren´ych smyˇck´ach. Obr´azek 5.6: Sch´ema elektrick´e impedanˇcn´ı tomograﬁe. Hlavn´ı ˇc´asti syst´emu tvoˇr´ı zdroj elektrick´eho proudu, vys´ılac´ı a mˇeˇr´ıc´ı elektrody, zesilovaˇc sign´alu a obvody pro zpracov´an´ı sign´alu. K vys´ıl´an´ı elektrick´ych proud˚u do objektu se obvykle pouˇz´ıv´a jedna dvo- jice elektrod. Sn´ım´an´ı napˇet´ı z povrchu objektu je zajiˇstˇeno velk´ym poˇctem mˇeˇric´ıch elektrod (napˇet´ı je mˇeˇreno vˇzdy mezi dvojicemi mˇeˇric´ıch elektrod). Rozliˇsen´ı a kvalita v´ysledn´eho obrazu elektrick´ych vlastnost´ı tk´anˇe roste s vˇetˇs´ım poˇctem mˇeˇric´ıch elektrod a jsou podm´ınˇeny proveden´ım mnoha mˇeˇren´ı (stovky aˇz tis´ıce) pro r˚uzn´a rozloˇzen´ı potenci´al˚u uvnitˇr a na po- vrchu objektu. Ze z´ıskan´ych sad napˇet´ı, odliˇsn´ych pro kaˇzdou distribuci potenci´al˚u, lze rekonstruovat v´ysledn´y obraz. Jednotliv´a mˇeˇren´ı a zisk pˇr´ısluˇsn´ych sad napˇet´ı lze prov´est pˇrep´ın´an´ım dvojic mˇeˇric´ıch elektrod,","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 140 Obr´azek 5.7: Izopotenci´aln´ı hladiny stejn´eho potenci´alu uvnitˇr tˇela (ˇcern´e) po aplikaci elektrick´eho proudu (modr´a). Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:CT of human thorax showing current paths for EIT corrected.jpg. mezi kter´ymi se detekuje v´ysledn´e napˇet´ı. Jinou moˇznost´ı je pˇrep´ın´an´ı dvojice vys´ılac´ıch elektrod, kter´e v objektu generuj´ı odliˇsn´e distribuce 7 proud˚u a potenci´al˚u. Z´aznam napˇet´ı se pak pro kaˇzdou akvizici dˇeje vˇzdy 8 mezi zb´yvaj´ıc´ımi dvojicemi mˇeˇric´ıch elektrod . Velk´y poˇcet prov´adˇen´ych mˇeˇren´ı je na druhou stranu vykoupen vyˇsˇs´ı v´ypoˇcetn´ı n´aroˇcnost´ı rekon- strukce. Poˇcet a uspoˇr´ad´an´ı vys´ılac´ıch i pˇrij´ımac´ıch elektrod je r˚uzn´e. Obvykl´y poˇcet pouˇz´ıvan´ych elektrod je asi 16 aˇz 256. Um´ıstˇen´ı a vz´ajemn´a pozice elektrod mus´ı dodrˇzovat pˇresn´a sch´emata. Zmˇena pozice nebo nepˇresn´e 7 Akvizice = proces poˇr´ızen´ı a namˇeˇren´ı dat. 8 Napˇr. syst´em Sheﬃeld Mark 1 (Brown a Seagar, 1987) pouˇz´ıv´a 16 elektrod rozm´ıstˇen´ych rovnomˇernˇe ve stejn´ych rozestupech okolo hrudn´ıku. Gener´ator elektrick´ych proud˚u je stejn´y pro vˇsechny elektrody a pˇres jednu dvojici sousedn´ıch elektrod vys´ıl´a do tˇela stˇr´ıdav´e proudy o velikosti 1-5 mA a frekvenci 50 Hz. Elektrick´e napˇet´ı je mˇeˇreno mezi zb´yvaj´ıc´ımi tˇrin´acti sousedn´ımi dvojicemi elektrod (viz obr. 5.8). Po namˇeˇren´ı prvn´ı sady vˇsech tˇrin´acti napˇet´ı je pˇrep´ınaˇcem zvolena jin´a dvojice vys´ılac´ıch elektrod, kter´ymi se do tˇela aplikuj´ı elektrick´e proudy, a mˇeˇr´ı se druh´a sada vˇsech tˇrin´acti napˇet´ı. Proces mˇeˇren´ı se opakuje pro vˇsech 16 moˇzn´ych sousedn´ıch dvojic vys´ılac´ıch elektrod a v´ysledkem je 16 ∗ 13 = 208 napˇet ’ov´ych mˇeˇren´ı. Pouze polovina z tohoto poˇctu mˇeˇren´ı (tj. 104 mˇeˇren´ı) je nez´avisl´ych. Druh´a polovina mˇeˇren´ı od- pov´ıd´a pˇrevr´acen´ym hodnot´am prvn´ı poloviny hodnot. Vˇsechna namˇeˇren´a napˇet´ı jsou n´aslednˇe zpracov´ana a analyzov´ana za vzniku 2D EIT obrazu rozloˇzen´ı mˇeˇren´eho parametru. Na podobn´em principu pracuje tak´e modern´ı komerˇcn´ı syst´em Dr¨ager Pulmo Vista 500.","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 141 Obr´azek 5.8: Princip mˇeˇren´ı EIT. um´ıstˇen´ı elektrod na povrchu objektu v´yraznˇe ovlivˇnuje v´ysledky mˇeˇren´ı elektrick´ych vlastnost´ı a zp˚usobuje v´yrazn´e odchylky pˇri rekonstrukci ob- razu. Elektrody b´yvaj´ı um´ıstˇeny na p´asech okolo tˇela (napˇr. hrudn´ıku, konˇcetin) nebo mohou b´yt uspoˇr´ad´any do dvourozmˇern´eho pole tvaru kruhu nebo ˇctverce (napˇr. vyˇsetˇren´ı prsu) – viz obr. 5.9a. Elektrody rozm´ıstˇen´e okolo mˇeˇren´e oblasti (typicky 16 aˇz 32 elektrod) poskytuj´ı obraz pˇr´ıˇcn´eho ˇrezu tk´an´ı (viz obr. 5.9b); elektrody v podobˇe 2D pole (aˇz 256 elektrod) vytv´aˇrej´ı dvourozmˇern´y obraz ˇrezu tk´an´ı paralelnˇe s rovinou pole elek- trod. Je nutn´e poznamenat, ˇze EIT syst´emy ve skuteˇcnosti nevytv´aˇr´ı ob- razy elektrick´ych vlastnost´ı tk´anˇe v jednotliv´ych vrstv´ach, protoˇze apliko- van´e elektrick´e proudy proch´azej´ı vˇzdy cel´ym objemem objektu ve smˇeru gradientu elektrick´eho pole a nelze je soustˇredit do jedin´e mˇeˇren´e vrstvy. Dalˇs´ım probl´emem jsou vlastn´ı odpory elektrod a odpor vrstvy na rozhran´ı elektroda-povrch objektu, kter´e mohou v´yznamn´ym zp˚usobem ovlivnit nebo zast´ınit mˇeˇrˇen´e elektrick´e vlastnosti tk´an´ı. Rekonstrukci v´ysledn´eho EIT obrazu lze prov´est po namˇeˇren´ı vˇsech sad napˇet´ı pomoc´ı vhodn´ych v´ypoˇcetn´ıch algoritm˚u. Jedn´ım z prvn´ıch a dodnes pouˇz´ıvan´ych algoritm˚u je rekonstrukce obrazu pomoc´ı ﬁltrovan´e zpˇetn´e pro- jekce (Barber a Brown, 1984), kter´a prov´ad´ı superpozici (souˇcet) vˇsech namˇeˇren´ych napˇet ’ov´ych proﬁl˚u na sebe. Artefakty vznikl´e pˇri rekonstrukci je moˇzn´e eliminovat vhodn´ymi selektivn´ımi ﬁltry. Algoritmus pˇrin´aˇs´ı tak´e","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 142 (a) (b) Obr´azek 5.9: (a) Um´ıstˇen´ı elektrod na hrudn´ıku a (b) v´ysledn´y EIT obraz hrudn´ıku. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:EIT electrodes on chest Oxford Brookes.jpg File:EIT image of chest from Oxford Brookes OXBACT.png. jist´e limitace jako je chybn´a rekonstrukce geometrie kulat´ych pˇredmˇet˚u, nemoˇznost potlaˇcit poˇskozen´a data nebo ˇz´adn´a ﬂexibilita ve smyslu zmˇeny poˇrad´ı aplikace proud˚u a mˇeˇren´eho napˇet´ı. Mnohem lepˇs´ı v´ysledky neˇz ﬁl- trovan´a zpˇetn´a projekce, poskytuj´ı aproximativn´ı iterativn´ı metody jako napˇr. Newton-Raphson˚uv algoritmus nebo metoda koneˇcn´ych prvk˚u (Fi- nite Element Method – FEM). V´ystupem EIT je dvourozmˇern´y (2D) nebo trojrozmˇern´y (3D) obraz mapuj´ıc´ı rozloˇzen´ı mˇeˇren´eho elektrick´eho parametru v zobrazovan´e oblasti. Rekonstrukce 3D obrazu je moˇzn´a pouze za pˇredpokladu, ˇze jsou k dispozici data z cel´eho povrchu sn´ıman´e oblasti, coˇz vyˇzaduje velmi pˇresn´e um´ıstˇen´ı velk´eho poˇctu elektrod. V klinick´e praxi se lze s 3D technikami setkat pouze omezenˇe, napˇr. pˇri zobrazen´ı hrudn´ıku nebo detekci rakoviny prsu. V´ysledn´e obrazy mohou b´yt vytvoˇreny pˇr´ımo z namˇeˇren´ych hodnot elektrick´ych vlast- nost´ı tk´anˇe (tzv. absolutn´ı metody) nebo mohou vznikat jako rozd´ıl dvou obraz˚u elektrick´ych vlastnost´ı tk´anˇe namˇeˇren´ych po sobˇe v r˚uzn´ych ˇcasech (tzv. diferenˇcn´ı metody). Kromˇe statick´ych obraz˚u umoˇzˇnuj´ı nˇekter´e EIT syst´emy zaznamenat tak´e dynamick´e zmˇeny elektrick´ych vlastnost´ı zobra- zovan´e oblasti v ˇcase (tzv. funkˇcn´ı EIT). V principu je moˇzn´e dos´ahnout ˇcasov´eho rozliˇsen´ı ˇr´adovˇe v mikrosekund´ach. Dynamick´e obrazy mohou n´est d˚uleˇzitou informaci o fyziologick´e funkci vyˇsetˇrovan´e tk´anˇe.","´ ˇ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 143 Modern´ı EIT syst´emy umoˇzˇnuj´ı generovat stˇr´ıdav´e elektrick´e proudy v ˇsirok´em rozsahu frekvenc´ı (tzv. multifrekvenˇcn´ı EIT). Elektrick´e vlastnosti tk´anˇe namˇeˇren´e pro v´ıce frekvenc´ı proudu potom mohou v´est ke zpˇresnˇen´ı interpretace v´ysledk˚u a stanoven´ı diagn´ozy. Ve v´yvoji jsou tak´e syst´emy MI-EIT (Magnetic Induction Electrical Impedance Tomography), kter´e vytv´aˇrej´ı elektrick´e proudy ve tk´ani bezkontaktnˇe (bez pouˇzit´ı elektrod) po- moc´ı elektromagnetick´e indukce prostˇrednictv´ım c´ıvek. Zat´ımco elektrick´e proudy aplikovan´e do tk´anˇe pomoc´ı elektrod mohou m´ıt pouze omezen´y dosah do hloubky tk´anˇe (napˇr. pˇri vyˇsetˇren´ı mozku pˇres lebeˇcn´ı kost, kter´a m´a n´ızkou elektrickou vodivost; vyˇsetˇren´ı hluboko uloˇzen´ych tk´an´ı) a t´ım sniˇzuj´ı rozliˇsen´ı obrazu, elektromagnetickou indukc´ı jsou indukovan´e proudy generov´any v cel´em objemu zkouman´e tk´anˇe. 5.5 V´ypoˇcet elektrick´ych vlastnost´ı tk´anˇe V´ypoˇcet nezn´am´ych elektrick´ych vlastnost´ı tk´anˇe spoˇc´ıv´a v ˇreˇsen´ı rov- nic, kter´e popisuj´ı vztah mezi zn´amou velikost´ı elektrick´eho proudu apli- kovan´eho do tˇela a elektrick´ym napˇet´ım namˇeˇren´ym na povrchu tˇela. ˇ Reˇsen´ı se oznaˇcuje jako Calder´on˚uv inverzn´ı probl´em (Calder´on, 1980) a je podm´ınˇeno velmi pˇresnou znalost´ı geometrie hranic objektu (tvar povrchu objektu) a uspoˇr´ad´an´ım mˇeˇr´ıc´ıch elektrod na povrchu objektu. Tyto limi- tace br´an´ı ˇsirˇs´ımu uplatnˇen´ı elektrick´e impedanˇcn´ı tomograﬁe v klinick´e praxi. Pˇrekon´an´ı probl´emu ˇreˇs´ı v´yvoj nov´ych, rychlejˇs´ıch a robustnˇejˇs´ıch rekonstrukˇcn´ıch algoritm˚u a ´uˇcinnˇejˇs´ıch mˇeˇr´ıc´ıch syst´em˚u. Princip v´ypoˇctu elektrick´ych vlastnost´ı tk´anˇe vych´az´ı z Maxwellov´ych rovnic elektromagne- tick´eho pole a Ohmova z´akona. Teorie v´ypoˇctu pˇrevyˇsuje poˇzadavky na zna- losti student˚u medic´ıny, pˇresto ji na tomto m´ıstˇe pro n´azornost uvedeme. Pro hlubˇs´ı pochopen´ı doporuˇcujeme prostudovat napˇr. [33] a [8]. 9 • Elektrick´e pole E se deﬁnuje jako gradient elektrick´eho potenci´alu φ: E = −∇φ (5.11) 9 Oper´ator gradientu je deﬁnov´an ∇f = ( ∂f , ∂f , ∂f ). ∂x ∂y ∂z","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 144 • Hustota elektrick´eho proudu j (rozloˇzen´ı proudu) je deﬁnov´ana jako souˇcin intenzity elektrick´eho pole E a mˇern´e elektrick´e vodivosti σ: j = σE (5.12) • Kombinac´ı rovnic 5.11 a 5.12 dost´av´ame Ohm˚uv z´akon: j = −σ∇φ (5.13) • Zanedb´ame-li vznik elektrick´ych proud˚u pˇr´ımo ve tk´an´ıch a budeme-li za jedin´y zdroj proudu ve tk´an´ıch povaˇzovat extern´ı proud pˇriveden´y do tˇela pomoc´ı elektrod, potom mus´ı pro tok elektrick´eho proudu tk´an´ı platit Kirchhoﬀ˚uv z´akon: ∇ · σ∇φ = 0 (5.14) • Pro vyhodnocen´ı elektrick´ych vlastnost´ı ˇreˇs´ıme syst´em rovnic 5.14. 5.6 V´yhody a limitace EIT Elektrick´a impedanˇcn´ı tomograﬁe pˇrin´aˇs´ı nov´e moˇznosti v l´ekaˇrsk´em zob- razov´an´ı t´ım, ˇze vyhodnocuje zcela odliˇsn´e parametry tk´an´ı, neˇz kter´e z´ısk´av´ame z bˇeˇznˇe pouˇz´ıvan´ych zobrazovac´ıch metod. U rentgenov´eho vyˇse- tˇren´ı (RTG) a v´ypoˇcetn´ı tomograﬁe (CT) se zobrazuje ´utlum rentgenov´eho z´aˇren´ı ve tk´ani, magnetick´a rezonance (MRI) vyhodnocuje kvantov´e chov´an´ı jader pod vlivem magnetick´eho pole a radiofrekvenˇcn´ıch vln, pˇri ultrazvu- kov´em vyˇsetˇren´ı (UZ) se mˇeˇr´ı akustick´e vlastnosti tk´an´ı, u termograﬁe se sleduje vyzaˇrov´an´ı povrchov´ych tk´an´ı v oblasti infraˇcerven´eho spektra elektromagnetick´eho vlnˇen´ı a u zobrazovac´ıch metod nukle´arn´ı medic´ıny (PET, SPECT) se z´ısk´avaj´ı obrazy vyhodnocuj´ıc´ı intenzitu gama z´aˇren´ı vych´azej´ıc´ıho z vyˇsetˇrovan´ych tk´an´ı. V´ystupem EIT mˇeˇren´ı jsou nov´e in- formace o elektrick´ych vlastnostech tk´an´ı. Hlavn´ımi v´yhodami metody jsou jednoduchost, bezpeˇcnost, rychlost, n´ızk´a cena, moˇznost prov´adˇet screenin- gov´a vyˇsetˇren´ı nebo dlouhodob´e kontinu´aln´ı monitorov´an´ı pacienta u l˚uˇzka.","ˇ ´ ´ KAPITOLA 5. ELEKTRICKA IMPEDANCNI TOMOGRAFIE 145 Hlavn´ımi limitacemi elektrick´e impedanˇcn´ı tomograﬁe jsou n´ızk´a rozli- ˇsovac´ı schopnost, v´ypoˇcetn´ı n´aroˇcnost, ˇcetn´e obrazov´e artefakty a ˇspatn´a reprodukovatelnost v´ysledk˚u mezi dvˇema mˇeˇren´ymi subjekty. Rozliˇsen´ı a kvalita v´ysledn´eho obrazu jsou d´any pˇredevˇs´ım poˇctem a vz´ajemnou vzd´alenost´ı mˇeˇr´ıc´ıch elektrod a tak´e poˇctem prov´adˇen´ych mˇeˇren´ı. Ome- zen´y dosah mˇeˇric´ıch elektrod do hloubky zhorˇsuje rozliˇsen´ı obrazu pˇri zob- razen´ı hluboko uloˇzen´ych tk´an´ı. V´ypoˇcetn´ı n´aroˇcnost a sloˇzitost vyhod- nocen´ı obrazu jsou d´any velk´ym poˇctem prov´adˇen´ych mˇeˇren´ı a potˇrebou zn´at velmi pˇresnˇe rozm´ıstˇen´ı elektrod na povrchu objektu pro deﬁnici ex- citaˇcn´ıch obrazc˚u elektrick´eho proudu a mˇeˇren´ı napˇet´ı – navrhuj´ı se pˇresn´e modely pro tvar povrchu tˇela. Nepˇresn´e rozm´ıstˇen´ı elektrod zp˚usobuje ˇ znaˇcn´e chyby mˇeˇren´ı. S´ıˇren´ı elektrick´ych proud˚u cel´ym objemem objektu ve smˇeru gradientu elektrick´eho pole zase neumoˇzˇnuje vytvoˇrit obrazy elek- trick´ych vlastnost´ı tk´anˇe v jednotliv´ych vrstv´ach. Protoˇze se elektrick´e proudy neˇs´ıˇr´ı objektem po pˇr´ımk´ach, nemus´ı nav´ıc pozice sledovan´e oblasti objektu ve v´ysledn´em obraze odpov´ıdat skuteˇcn´e pozici oblasti v mˇeˇren´em objektu, coˇz m˚uˇze EIT metodu ˇcinit nevyhovuj´ıc´ı pro zobrazen´ı pˇresn´e mor- fologie objektu. Dalˇs´ı probl´emy ovlivˇnuj´ıc´ı kvalitu v´ysledn´eho obrazu jsou vlastn´ı odpory elektrod a odpor vrstvy na rozhran´ı elektroda-povrch ob- jektu, kter´e mohou v´yznamn´ym zp˚usobem ovlivnit nebo zast´ınit mˇeˇren´e elektrick´e vlastnosti tk´an´ı. V´ysledky mˇeˇren´ı m˚uˇze ovlivnit tak´e v´ystupn´ı impedance zdroje elektrick´eho proudu. Obrazov´e artefakty mohou zp˚usobovat napˇr. impedanˇcn´ı zmˇeny v hrud- n´ıku vlivem d´ych´an´ı (aˇz o 300 %) a srdeˇcn´ı ˇcinnosti (aˇz o 3 %), zmˇeny pozice elektrod, zmˇeny odporu vrstvy na rozhran´ı elektroda–povrch objektu, pohy- bov´e artefakty, artefakty vlivem pr˚utoku krve a pulsace c´ev nebo artefakty zp˚usoben´e elektromagnetick´ymi poli z okol´ı.","Kapitola 6 Endoskopie Endoskopie je metoda umoˇzˇnuj´ıc´ı prohl´ednut´ı vnitˇrn´ıch dutin nebo dut´ych org´an˚u. Pouˇz´ıv´a se v medic´ınˇe, veterin´arn´ı medic´ınˇe a nˇekter´ych speci´aln´ıch technick´ych aplikac´ıch. Velk´eho rozˇs´ıˇren´ı zaznamenala endoskopie v cel´e ˇradˇe medic´ınsk´ych obor˚u, kdy se endoskopy zav´adˇej´ı do tˇeln´ıch dutin pˇrirozen´ymi otvory (napˇr. ´usty, koneˇcn´ıkem, moˇcovou trubic´ı) nebo ot- vory umˇele pro tento ´uˇcel vytvoˇren´ymi (napˇr. laparoskopie, mediastino- skopie). Endoskopie se dˇel´ı na ˇradu vyˇsetˇren´ı, kter´e se oznaˇcuj´ı podle vyˇsetˇrovan´eho org´anu. Kromˇe pouh´eho zobrazen´ı umoˇzˇnuje endoskopie t´eˇz prov´adˇet odbˇer vzork˚u k dalˇs´ımu vyˇsetˇren´ı (biopsii). Uplatˇnuje se tak´e 1 v l´eˇcbˇe (napˇr. ERCP , odstranˇen´ı polyp˚u, aj.), coˇz umoˇzˇnuje zkr´atit dobu nemoci a zmenˇsit poˇcet komplikac´ı. 6.1 Historie Prvn´ı pokusy o pohled do dut´ych org´an˚u sahaj´ı jiˇz na poˇc´atek 19. stol. Tyto pˇr´ıstroje byly rigidn´ı (tuh´e), tvoˇren´e pevn´ym tubusem a zdrojem svˇetla byla ˇcasto napˇr´ıklad pouze sv´ıˇcka nebo kahan. Prvn´ı gastroskop“ pro vyˇsetˇren´ı ” ˇzaludku zkonstruoval v roce 1868 Adolph Kussmaul, pˇriˇcemˇz se inspiro- val umˇen´ım polykaˇc˚u meˇc˚u. Dalˇs´ı rozvoj endoskopie byl ovlivnˇen tech- nick´ym v´yvojem v oblasti optiky (optick´a vl´akna) a videa. Zkonstruov´an´ı ohebn´ych endoskop˚u zp˚usobilo revoluci v endoskopii. Tato zaˇz´ızen´ı jsou jiˇz tvoˇrena ﬂexibiln´ı ohebnou trubic´ı a obraz je pˇren´aˇsen pomoc´ı soustavy op- tick´ych vl´aken. Zevn´ı konec zaˇr´ızen´ı je vybaven okul´arem, kde se obraz 1 Endoskopick´a Retrogr´adn´ı Cholangio-Pankreatograﬁe 146","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 147 opˇet skl´ad´a. Prvn´ı takov´y pˇr´ıstroj k vyˇsetˇren´ı j´ıcnu a ˇzaludku pˇredstavil Basil Hirschowitz v roce 1957. O ˇsest let pozdˇeji sv˚uj pˇr´ıstroj zdokonalil pˇrid´an´ım druh´eho svazku optick´ych vl´aken, kter´ym pˇriv´adˇel do zobrazo- van´ych vnitˇrn´ıch dutin tˇela svˇetlo. Pˇr´ıstroj byl tak´e vybaven pracovn´ım kan´alem pro odbˇer vzork˚u tk´anˇe, a d´ıky tomu se velmi rychle rozˇs´ıˇril. V osm- des´at´ych letech se na sc´enˇe objevily prvn´ı videoendoskopy, u kter´ych se jiˇz obraz na zevn´ım konci pˇr´ıstroje detekuje obrazov´ym sn´ımaˇcem (napˇr. CCD senzorem). Obraz je t´ımto zp˚usobem digitalizov´an a d´ale pˇren´aˇsen k obra- zovce, kter´a slouˇz´ı k rychl´emu a pohodln´emu sledov´an´ı pr˚ubˇehu vyˇsetˇren´ı. Digitalizac´ı obrazu byla rovnˇeˇz usnadnˇena archivace obraz˚u a edukace per- son´alu. N´asledn´y rozvoj endoskopie pot´e spoˇc´ıval sp´ıˇse v rozˇs´ıˇren´ı spektra l´eˇcebn´ych z´akrok˚u provediteln´ych endoskopickou cestou. Pˇretrv´av´a odbˇer vzork˚u tk´anˇe pro biopsii, ale moˇznosti se rozˇsiˇruj´ı i o ´upln´e odstraˇnov´an´ı patologick´ych tk´an´ı (zejm´ena polyp˚u), z´astavu krv´acen´ı, vytahov´an´ı ci- zorod´ych tˇeles (napˇr. ˇzluˇcov´ych kamen˚u), rozˇsiˇrov´an´ı z´uˇzen´ych m´ıst, ˇci zav´adˇen´ı stent˚u. Dalˇs´ım pokrokem bylo zaveden´ı tzv. endoskopick´e ul- trasonograﬁe, kter´a umoˇzˇnuje detailn´ı ultrazvukov´e vyˇsetˇren´ı i prov´adˇen´ı drobnˇejˇs´ıch v´ykon˚u v okol´ı vyˇsetˇrovan´eho org´anu. 6.2 Konstrukce endoskop˚u Konstrukce endoskop˚u je tvoˇrena zdrojem svˇetla, optikou pro zobrazen´ı vyˇsetˇrovan´eho org´anu a prvkem pro detekci obrazu. Doplˇnkem b´yvaj´ı zaˇr´ızen´ı, kter´a slouˇz´ı k odbˇeru vzork˚u tk´anˇe nebo drobn´ym chirurgick´ym z´akrok˚um. 6.2.1 Zdroj svˇetla Zdroj svˇetla je nezbytnou souˇc´ast´ı endoskopu. Umoˇzˇnuje osvˇetlit zobra- zovan´y prostor pro z´ısk´an´ı kvalitn´ıho obrazu. V souˇcasnosti se pouˇz´ıvaj´ı halogenov´e nebo xenonov´e zdroje svˇetla s v´ykonem okolo 150 W nebo modernˇejˇs´ı osvˇetlen´ı typu LED (Light-Emitting Diode), kter´e m´a delˇs´ı ˇzivotnost a menˇs´ı spotˇrebou energie.","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 148 6.2.2 Optick´a vl´akna Pˇrenos svˇetla po optick´ych vl´aknech je zaloˇzen na fyzik´aln´ıch vlastnostech svˇetla pˇri pr˚uchodu prostˇred´ım s r˚uzn´ymi optick´ymi vlastnostmi. Z´akladem tzv. vl´aknov´eho vlnovodu je sklenˇen´e vl´akno, jehoˇz stˇredn´ı ˇc´ast (j´adro) m´a vˇetˇs´ı index lomu neˇz vnˇejˇs´ı obvodov´a vrstva. Svˇeteln´y paprsek vstupuj´ıc´ı do j´adra otpick´eho vl´akna se na obvodov´e vrstvˇe vl´akna neust´ale odr´aˇz´ı a postupuje vl´aknem po trajektorii dan´e tvarem vl´akna. Vyuˇz´ıv´a se fy- zik´aln´ıho jevu tzv. ´upln´eho (tot´aln´ıho) odrazu svˇetla, kter´y je speci´aln´ım pˇr´ıpadem vych´azej´ıc´ım ze Snellova z´akona lomu. Pro dvˇe r˚uzn´a prostˇred´ı s rovinn´ym rozhran´ım a indexy lomu tˇechto prostˇred´ı n a n oznaˇc´ıme ´uhly dopadaj´ıc´ıho a lomen´eho svˇeteln´eho pa- 2 1 prsku jako α a α (´uhly jsou mˇeˇreny vzhledem ke kolmici k rozhran´ı). 2 1 Podle Snellova z´akona lomu potom plat´ı: n sin α = n sin α 2 (6.1) 2 1 1 ˇ S´ıˇr´ı-li se paprsky z opticky hustˇs´ıho prostˇred´ı do prostˇred´ı opticky ˇridˇs´ıho (n > n , tzv. lom od kolmice), m˚uˇze se st´at, ˇze ´uhel lomu bude roven pˇresnˇe 2 1 ◦ prav´emu ´uhlu, tj. α = 90 = π/2 rad. V takov´em pˇr´ıpadˇe je sin α = 1 2 2 a z´akon lomu m´a tvar: n 2 sin α = sin α = , (6.2) 1 m n 1 kde α m oznaˇcuje tzv. mezn´ı ´uhel. Mezn´ı ´uhel je nejvˇetˇs´ı ´uhel dopadu, pˇri kter´em jeˇstˇe nast´av´a lom svˇetla. Je-li ´uhel dopadu vˇetˇs´ı neˇz mezn´ı ´uhel, tj. α > α , doch´az´ı k tzv. tot´aln´ımu (´upln´emu) odrazu, pˇri kter´em se m 1 svˇetlo do opticky ˇridˇs´ıho prostˇred´ı (prostˇred´ı 2) v˚ubec nedostane a zcela se od rozhran´ı odr´aˇz´ı zpˇet do prostˇred´ı opticky hustˇs´ıho (prostˇred´ı 1). Hod- notu mezn´ıho ´uhlu lze urˇcit ze vztahu: n 2 α = arcsin (6.3) m n 1","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 149 D˚uleˇzitou charakteristikou optick´ych vl´aken je tzv. numerick´a apertura. Jde o maxim´aln´ı ´uhel, pod jak´ym mohou dopadat paprsky svˇetla do op- tick´eho vl´akna, aby doˇslo k jejich dalˇs´ımu ˇs´ıˇren´ı vl´aknem. Z tohoto d˚uvodu je j´adro optick´eho vl´akna dokola opl´aˇstˇeno a index lomu materi´alu obalu vl´akna mus´ı b´yt niˇzˇs´ı, neˇz index lomu j´adra. Dalˇs´ı d˚uleˇzitou charakteristikou optick´eho vl´akna je jeho ´utlum, tedy rozd´ıl intenzity sign´alu na vstupn´ım a v´ystupn´ım konci vl´akna (ztr´ata svˇetla mezi vstupn´ım a v´ystupn´ım koncem vl´akna). Plat´ı, ˇze ˇc´ım niˇzˇs´ı je ´utlum, t´ım menˇs´ı je ztr´ata, a t´ım kvalitnˇejˇs´ı je pˇrenos sign´alu. Hodnota ´utlumu u bˇeˇzn´ych kˇremenn´ych vl´aken se pohybuje ˇr´adovˇe v desetin´ach decibelu na kilometr d´elky vl´akna. Obr´azek 6.1: Princip CCD sn´ımaˇce. Pˇrevzato z: http://cs.wikipedia.org/wiki/ Soubor:CCDexpo.png, CCDshift1.png, CCDshift2.png a CCDshift3.png.","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 150 6.2.3 Detektory obrazu Vˇetˇsina zobrazovac´ıch zaˇr´ızen´ı (digit´aln´ı fotoapar´aty, kamery, aj.) v dneˇsn´ı dobˇe vyuˇz´ıv´a jako detektory obrazu sn´ımaˇce typu CCD. Sn´ımaˇc CCD (Charge-Coupled Device) je zaˇr´ızen´ı citliv´e na elektrick´y n´aboj“, kter´e ” umoˇzˇnuje pˇremˇenit energii dopadaj´ıc´ıho svˇetla (fotony) na energii elek- trick´eho sign´alu (elektrony). Sn´ımaˇc je tvoˇren kovovou elektrodou, vrst- vou izolantu (nejˇcastˇeji z oxidu kˇremiˇcit´eho SiO ) a polovodiˇcovou vrstvou 2 kˇrem´ıku citlivou na svˇetlo. Pˇremˇena svˇeteln´e energie na energii elektric- kou je zaloˇzena na fyzik´aln´ım jevu zn´am´em jako vnitˇrn´ı fotoelektrick´y jev (fotoefekt). Tento jev spoˇc´ıv´a v tom, ˇze foton svˇetla pˇri n´arazu do atomu ve vrstvˇe kˇrem´ıku dok´aˇze pˇredat svou energii nˇekter´emu z elektron˚u atomu a vyrazit jej z elektronov´eho obalu. Takov´e voln´e elektrony se potom pod´ılej´ı na veden´ı elektrick´eho proudu, kter´y nese informaci o zobrazovan´e sc´enˇe. Princip funkce CCD sn´ımaˇce lze vysvˇetlit podle obr´azku 6.1. Na elek- trody oznaˇcen´e ˇc´ıslem 1 je pˇrivedeno kladn´e napˇet´ı a na fotocitlivou vrstvu sn´ımaˇce se pot´e nech´a dopadat svˇetlo (napˇr. otevˇren´ım z´avˇerky). Dopa- daj´ıc´ı fotony svˇetla vyraz´ı z elektronov´eho obalu atom˚u kˇrem´ıku z´apornˇe nabit´e elektrony, kter´e jsou pˇritahov´any ke kladnˇe nabit´ym sbˇern´ym elek- trod´am (elektrody 1, 2 a 3). Po vyraˇzen´ych elektronech z˚ustanou v elek- tronov´em obalu atom˚u polovodiˇce tzv. d´ıry. Ty vykazuj´ı v˚uˇci sv´emu okol´ı kladn´y n´aboj a jsou pˇritahov´any z´apornˇe nabitou elektrodou na spodn´ı stranˇe CCD sn´ımaˇce. Svisl´e modr´e teˇckovan´e ˇc´ary na obr´azku 6.1 (zcela nahoˇre) vyznaˇcuj´ı hranice jednotliv´ych bunˇek sn´ımaˇce – obrazov´ych bod˚u (pixel˚u). V´ıce foton˚u svˇetla dopadaj´ıc´ıho na jednu buˇnku sn´ımaˇce uvoln´ı z atom˚u polovodiˇce v´ıce elektron˚u, coˇz lze vidˇet na obr´azku 6.1 zcela nahoˇre. CCD sn´ımaˇce jsou tvoˇreny dvourozmˇernou mˇr´ıˇzkou M ×N fotocitliv´ych bunˇek (viz obr. 6.2). Po osv´ıcen´ı sn´ımaˇce vznikne v kaˇzd´e buˇnce sn´ımaˇce urˇcit´y n´aboj, kter´y je ´umˇern´y mnoˇzstv´ı svˇetla dopadaj´ıc´ıho na pˇr´ısluˇsnou buˇnku. Takto uloˇzenou informaci je potom nutn´e vhodn´ym zp˚usobem pˇreˇc´ıst“. Jakmile pˇrestane na CCD sn´ımaˇc dopadat svˇetlo (napˇr. uzavˇren´ım ” z´avˇerky), zaˇcne se na skupinu sbˇern´ych elektrod 1, 2 a 3 pˇriv´adˇet trojf´azov´y napˇet ’ov´y sign´al. V praxi to znamen´a, ˇze se na elektrod´ach 2 postupnˇe zvyˇsuje elektrick´e napˇet´ı, zat´ımco na elektrod´ach 1 se napˇet´ı sniˇzuje. To m´a za n´asledek pˇritaˇzen´ı shluku elektron˚u z pod elektrod 1 smˇerem","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 151 (a) (b) Obr´azek 6.2: (a) CCD sn´ımaˇc. (b) Detailn´ı pohled na CCD sn´ımaˇc. Pˇrevzato z: http://cs.wikipedia.org/wiki/ Soubor:CCD in camera.jpg a CCD-buˇnky.jpg. pod elektrody 2. Tento dˇej je n´aslednˇe opakov´an mezi elektrodami 2 a 3, d´ale mezi elektrodami 3 a 1, a tak st´ale dokola. Shluky elektron˚u z jed- notliv´ych bunˇek se takto v kaˇzd´em ˇr´adku sn´ımaˇce postupnˇe posouvaj´ı pˇres sousedn´ı pixely aˇz k boˇcn´ı stranˇe sn´ımaˇce, kde se nach´azej´ı v´ystupn´ı ze- silovaˇce (na obr. 6.1 zcela vpravo). V´ystupn´ı zesilovaˇce zesiluj´ı pˇreˇcten´e“ ” slab´e elektrick´e sign´aly na ´uroveˇn vhodnou pro dalˇs´ı zpracov´an´ı a zobrazen´ı v´ysledn´eho obrazu. Vlastnosti a kvalitu v´ysledn´eho obrazu (viz kapitoly 1.2 a 1.3) nejl´epe 2 popisuje rozliˇsen´ı sn´ımaˇce, tj. celkov´y poˇcet svˇetlocitliv´ych bunˇek sn´ımaˇce . Bˇeˇzn´e CCD sn´ımaˇce digit´aln´ıch fotoapar´at˚u a kamer maj´ı rozliˇsen´ı pˇribliˇznˇe od 1 do 14 Mpx, ale existuj´ı i sn´ımaˇce s rozliˇsen´ım v´yraznˇe niˇzˇs´ım (napˇr. op- tick´e myˇsi) nebo mnohem vyˇsˇs´ım (napˇr. astronomick´e dalekohledy, sn´ımaˇce na druˇzic´ıch, vˇedeck´e pˇr´ıstroje, atd.). Kvalitu v´ysledn´eho obrazu ome- zuje ˇsum sn´ımaˇce. Za vznik ˇsumu je zodpovˇedn´y tepeln´y pohyb atom˚u v krystalov´e mˇr´ıˇzce polovodiˇce, kter´y m´a za n´asledek obˇcasn´e samovoln´e uvolnˇen´ı elektronu z elektronov´eho obalu atomu bez p˚usoben´ı vnˇejˇs´ıho fo- tonu svˇetla. Elektrony uvolnˇen´e tepeln´ym pohybem atom˚u se rovnˇeˇz pod´ılej´ı na vzniku elektrick´eho sign´alu na sn´ımaˇci, ale ve v´ysledn´em obraze se zob- razuj´ı jako nechtˇen´e artefakty. Okamˇzit´a velikost ˇsumu je pro kaˇzdou buˇnku 2 Rozliˇsen´ı obrazov´ych sn´ımaˇc˚u se nejˇcastˇeji ud´av´a v megapixelech (Mpx) – milionech obrazov´ych bod˚u.","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 152 (a) (b) Obr´azek 6.3: (a) Videolaryngoskopie. (b) Laryngoskop. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Laryngoscope-Glidescope 02.JPG a File:Macintosh Blades.jpg. sn´ımaˇce odliˇsn´a a je tedy nemoˇzn´e tento artefakt z v´ysledn´eho obrazu zcela ˇ odstranit. Sum se v´yraznˇeji projevuje zejm´ena u bunˇek s menˇs´ımi rozmˇery, tj. pˇredevˇs´ım u mal´ych sn´ımaˇc˚u s vysok´ym rozliˇsen´ım. U nˇekter´ych pˇr´ıstroj˚u s vysok´ymi poˇzadavky na kvalitu obrazu (napˇr. vˇedeck´e pˇr´ıstroje) se vznik tepeln´eho ˇsum eliminuje chlazen´ım sn´ımaˇce (napˇr. tekut´ym dus´ıkem). Dalˇs´ı nem´enˇe d˚uleˇzitou vlastnost´ı sn´ımaˇc˚u je dynamick´y rozsah a hloubka obrazu, tj. rozsah a poˇcet jednotliv´ych hodnot elektrick´eho n´aboje, kter´e je sn´ımaˇc schopen rozliˇsit a pˇrev´est na elektrick´y sign´al. Limitem tˇechto vlastnost´ı je kapacita kaˇzd´e buˇnky sn´ımaˇce (tj. mnoˇzstv´ı elektrick´eho n´aboje, kter´y je buˇnka schopna pojmout) a velikost vlastn´ıho tepeln´eho ˇsumu kaˇzd´e buˇnky. 6.3 Endoskopick´a zrc´atka Endoskopick´a zrc´atka jsou velice jednoduch´a zaˇr´ızen´ı, kter´a vyuˇz´ıvaj´ı od- razu svˇetla od reﬂexn´ı plochy rovinn´eho, konvexn´ıho, konk´avn´ıho nebo jin´eho vhodn´eho tvaru. Odraz svˇetla od vyˇsetˇrovan´eho org´anu je zpravidla","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 153 (a) (b) Obr´azek 6.4: (a) Uˇsn´ı zrc´atko (otoskop). (b) Oftalmoskop (vlevo) a otoskop. Pˇrevzato z: http://en.wiktionary.org/wiki/ File:Otoscope.jpg a File:Ophthalmoscope Otoscope08.JPG. pozorov´an pˇr´ımo okem, pˇr´ıp. pˇres okul´ar s optick´ymi ˇcoˇckami, kter´e mo- hou v´ysledn´y obraz napˇr. zvˇetˇsit. Nˇekter´e typy endoskopick´ych zrc´atek mohou m´ıt vlastn´ı zdroj svˇetla. Zrc´atka maj´ı r˚uznou konstrukci podle vyˇsetˇrovan´eho org´anu a jejich pouˇzit´ı je st´ale pomˇernˇe ˇsirok´e. • Laryngoskopick´e zrc´atko: Jedn´a se o mal´e rovinn´e zrc´atko sklonˇen´e ◦ k drˇz´aku o asi 60 (viz obr. 6.3). Pouˇz´ıv´a se k nepˇr´ım´e laryngosko- pii (otoˇcen´e dol˚u) nebo k zadn´ı rhinoskopii (otoˇcen´e nahoru), tedy pro pozorov´an´ı nosohltanu nebo zadn´ı ˇc´asti dutiny nosn´ı. • Uˇsn´ı zrc´atko (otoskop): M´a tvar kovov´e n´alevky, asi 3 cm dlouh´e, kter´a je uvnitˇr pochromovan´a (viz obr. 6.4a). Vkl´ad´a se do vnˇejˇs´ıho zvuko- vodu ucha pro vyˇsetˇren´ı jeho dist´aln´ı ˇc´asti a uˇsn´ıho bub´ınku. • Nosn´ı zrc´atko (rhinoskop): Jedn´a se o kleˇstˇe s n´alevkov´ymi zrcadlov´ymi plochami, kter´e slouˇz´ı k vyˇsetˇren´ı pˇredn´ı ˇc´asti dutiny nosn´ı (pˇredn´ı rhinoskopie). • Oˇcn´ı zrc´atko: Rovinn´e nebo konk´avn´ı zrc´atko s otvorem uprostˇred, kter´e slouˇz´ı pro vybaven´ı ˇcerven´eho reﬂexu oka, tj. odrazu svˇetla od oˇcn´ı s´ıtnice.","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 154 Obr´azek 6.5: Vagin´aln´ı zrc´atko (kolposkop). Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Speculum en m´etal.jpg. • Oftalmoskop: Pouˇz´ıv´a se k vyˇsetˇren´ı oˇcn´ıho pozad´ı a s´ıtnice (viz obr. 6.4b). Zaˇr´ızen´ı m´a zpravidla vlastn´ı svˇeteln´y zdroj. Oftalmoskopie se rozliˇsuje pˇr´ım´a (zobrazuje se pˇr´ımo a v´ysledkem je aˇz 15x zvˇetˇsen´y obraz) a nepˇr´ım´a (zobrazuje se nepˇr´ımo pˇres spojnou ˇcoˇcku um´ıstˇenou mezi vyˇsetˇrovan´e oko a oftalmoskop, v´ysledkem je zvˇetˇsen´y pˇrevr´acen´y obraz). • Vagin´aln´ı zrc´atko (kolposkop): Je tvoˇreno dvˇema pohyblivˇe spojen´ymi lˇz´ıcemi. Pouˇz´ıv´a se zejm´ena k vyˇsetˇren´ı dˇeloˇzn´ıho ˇc´ıpku. 6.4 Tubusov´e (rigidn´ı) endoskopy Tubusov´e endoskopy jsou tvoˇreny tuhou trubic´ı opatˇrenou optick´ymi ˇcoˇc- kami, kter´e slouˇz´ı jako zobrazovac´ı syst´em. Na proxim´aln´ım (bliˇzˇs´ım) nebo dist´aln´ım (vzd´alenˇejˇs´ım) konci trubice je um´ıstˇen zdroj svˇetla pro osvˇetlen´ı zobrazovan´eho objektu. Na proxim´aln´ım konci endoskopu je okul´ar s ob- razov´ym sn´ımaˇcem pro detekci obrazu (napˇr. CCD sn´ımaˇc). Tubusov´e","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 155 endoskopy se zasouvaj´ı do tˇeln´ıch otvor˚u a pouˇz´ıvaj´ı se k vyˇsetˇren´ı snadnˇeji dostupn´ych dutin v bl´ızkosti tˇechto otvor˚u. Pˇr´ıstup k vyˇsetˇrovan´ym ob- jekt˚um by nemˇel b´yt komplikov´an pˇrek´aˇzkami nabo z´ahyby. Nev´yhodou tubusov´ych endoskop˚u jsou rigidita (tuhost) trubice a vyˇsˇs´ı ztr´aty svˇetla po pr˚uchodu optickou soustavou. Konstrukce tubusov´ych endoskop˚u mus´ı b´yt vodotˇesn´a, aby byla umoˇznˇena snadn´a dezinfekce a ´udrˇzba zaˇr´ızen´ı. Mezi tubusov´e endoskopy patˇr´ı: • Cystoskop: Endoskop pro vyˇsetˇren´ı moˇcov´eho mˇech´yˇre. • Rektoskop: Endoskop pro vyˇsetˇren´ı rekta a sigmoidea. 6.5 Flexibiln´ı endoskopy (ﬁbroskopy) Flexibiln´ı endoskopy (tzv. ﬁbroskopy) jsou optick´e sondy tvoˇren´e oheb- nou trubic´ı, kter´e umoˇzˇnuj´ı na rozd´ıl od rigidn´ıch tubus˚u s pevn´ymi tu- busy pˇren´aˇset obraz z hloubˇeji uloˇzen´ych a m´enˇe pˇr´ıstupn´ych m´ıst. Pˇrenos obrazu je zajiˇstˇen svazkem mnoha optick´ych vl´aken, kter´e jsou zaloˇzeny na principu ´upln´eho odrazu svˇetla (viz kapitola 6.2.2). Svazky optick´ych vl´aken se rozliˇsuj´ı na zobrazovac´ı (vedou svˇetla odraˇzen´e od zobrazovan´eho objektu k obrazov´emu sn´ımaˇci) a osvˇetlovac´ı (vedou svˇetlo ze zdroje pro osvˇetlen´ı zobrazovan´eho objektu). Optick´a vl´akna urˇcen´a pro osvˇetlen´ı mo- hou b´yt ve svazku neuspoˇr´adan´a, ale u zobrazovac´ıch vl´aken mus´ı b´yt z hle- diska spr´avn´eho pˇrenosu obrazu zachov´ana vz´ajemn´a poloha jednotliv´ych optick´ych vl´aken ve svazku. Sch´ema ﬁbroskopu je na obr´azku 6.6. Proxim´aln´ı ˇc´ast ﬁbroskopu tvoˇr´ı optika (nejˇcastˇeji v podobˇe CCD ˇcipu), zdroj svˇetla a ovl´adac´ı t´ahla pro zahnut´ı dist´aln´ıho konce ﬁbroskopu. Nach´az´ı se zde tak´e kan´aly pro pˇr´ıvod vody a plyn˚u k zobrazovan´emu objektu nebo vy´ustˇen´ı pracovn´ıho kan´alu pro zaveden´ı pracovn´ıch n´astroj˚u (napˇr. sondy pro biopsii, jehly, h´aˇcky, koˇs´ıˇcky, kleˇstiˇcky, sondy pro ods´av´an´ı krve nebo jin´ych tekutin, laserov´e nebo ultrazvukov´e sondy, sondy pro elektrokoagulaci, aj.). Prostˇrednictv´ım pracovn´ıho kan´alu lze tedy napˇr. odeb´ırat vzorky tk´an´ı nebo prov´adˇet drobn´e chirurgick´e v´ykony. Dist´aln´ı ˇc´ast ﬁbroskopu zakonˇcuje objektiv se ◦ ´ zorn´ym ´uhlem pˇribliˇznˇe od 30 do 120 . Ukolem objektivu je soustˇred ’ovat","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 156 svˇeteln´e paprsky odraˇzen´e od zobrazovan´eho objektu do svazku zobra- zovac´ıch optick´ych vl´aken pod spr´avn´ym ´uhlem. Objektivy mohou b´yt v´ymˇenn´e, ˇc´ımˇz je dosaˇzeno maxim´aln´ıho prostoru pro pozorov´an´ı. Speci- ´ aln´ım typem ﬁbroskop˚u jsou videoendoskopy, kter´e maj´ı obrazov´y sn´ımaˇc zabudovan´y v dist´aln´ı ˇc´asti sondy. Konstrukce ﬁbroskop˚u mus´ı b´yt stejnˇe jako u tubusov´ych endoskop˚u vodotˇesn´a, aby byla umoˇznˇena snadn´a dez- infekce a ´udrˇzba zaˇr´ızen´ı. Fibroskopy se pouˇz´ıvaj´ı zejm´ena pˇri vyˇsetˇren´ı pr˚uduˇsek a pr˚uduˇsnic (bronchoskopie), sliznice j´ıcnu (ezofagoskopie) a sliz- nice ˇzaludku a dvan´actn´ıku (gastroduodenoskopie). Obr´azek 6.6: Sch´ema ﬁbroskopu. Se svolen´ım autora pˇrevzato z [40]. 6.6 Ultrazvukov´e endoskopy Ultrazvukov´e endoskopy v podobˇe intrakavit´arn´ıch sond jsou zaloˇzeny na de- tekci odrazu ultrazvukov´ych vln s frekvenc´ı vyˇsˇs´ı neˇz 5 MHz od tk´an´ı vyˇsetˇrovan´eho objektu. Sign´alem je kr´atk´y ultrazvukov´y impulz vyslan´y do tk´anˇe elektroakustick´ym mˇeniˇcem, kter´y se na tk´aˇnov´ych rozhran´ıch v r˚uzn´e m´ıˇre odr´aˇz´ı. Tento odraz nese informaci o dan´em prostˇred´ı, je mˇeniˇcem zachycen, pˇremˇenˇen na elektrick´y sign´al a zpracov´an do obrazov´e podoby (viz kapitola 2).","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 157 6.7 Kapslov´a endoskopie Kapslov´a endoskopie je bezbolestn´e vyˇsetˇren´ı tenk´eho stˇreva pomoc´ı poly- kac´ı kapsle velikosti vˇetˇs´ı vitam´ınov´e tablety. Kapsle m´a zabudovanou mi- niaturn´ı kameru, kterou postupnˇe sn´ım´a cel´y tr´avic´ı trakt tak, jak j´ım po- malu proch´az´ı. Obrazov´y z´aznam je pˇren´aˇsen do senzorov´e jednotky, kter´a je um´ıstˇena na pacientovˇe bˇriˇse. Senzorov´a jednotka je pˇripevnˇena k zazna- men´avac´ımu zaˇr´ızen´ı, kter´e uloˇz´ı vˇsechna pˇrenesen´a data. Vyˇsetˇren´ı trv´a cca 8 aˇz 12 hodin a kapsle z pacienta vyjde pˇrirozenou vymˇeˇsovac´ı cestou. 6.8 Pˇrehled endoskopick´ych metod • Artroskopie: Endoskopick´e vyˇsetˇren´ı umoˇzˇnuj´ıc´ı prohl´ednut´ı kloubn´ıho prostoru, odbˇer vzork˚u, pˇr´ıp. proveden´ı nˇekter´ych operaˇcn´ıch v´ykon˚u. Pouˇz´ıv´a se u velk´ych kloub˚u (kolenn´ı, ramenn´ı). Uk´azka artroskopie je na obr´azku 6.7a. • Bronchoskopie: Endoskopick´a metoda pro vyˇsetˇren´ı d´ychac´ı trubice a pr˚uduˇsek. Umoˇzˇnuje odbˇer vzork˚u tk´anˇe k dalˇs´ımu vyˇsetˇren´ı. Pouˇz´ıv´a se zpravidla ohebn´y bronchoskop, kter´y se po m´ıstn´ım znecitlivˇen´ı hl- tanu a hrtanu zav´ad´ı ´usty do pr˚uduˇsnice a pr˚uduˇsek. Pouˇz´ıv´a se pro odhalen´ı absces˚u, bronchitidy, n´ador˚u, tuberkul´ozy, z´anˇet˚u, krv´acen´ı z d´ychac´ıch cest (hemopt´yzy), apod. • Cystoskopie: Endoskopick´e vyˇsetˇren´ı moˇcov´ych cest, moˇcovod˚u, moˇco- v´eho mˇech´yˇre a prostaty. Cystoskop se zav´ad´ı pˇres moˇcovou trubici. Dovoluje prov´adˇet i nˇekter´e l´eˇcebn´e v´ykony (napˇr. odstranˇen´ı polyp˚u moˇcov´eho mˇech´yˇre nebo moˇcov´ych kamen˚u). • Duodenoskopie: Endoskopick´e vyˇsetˇren´ı dvan´actn´ıku (napˇr. pˇri ERCP). • Endoskopick´a Retrogr´adn´ı Cholangiopankreatikograﬁe (ERCP): Jedn´a se o endoskopickou metodu pro zobrazen´ı ˇzluˇcov´ych cest a v´yvodu sli- nivky bˇriˇsn´ı. Vyˇsetˇren´ı spoˇc´ıv´a v zaveden´ı ohebn´eho ﬁbroskopu ´usty aˇz do dvan´actn´ıku. Pomoc´ı endoskopu se prov´ad´ı n´astˇrik kontrastn´ı l´atky do ˇzluˇcovodu a v´yvodu slinivky bˇriˇsn´ı. Zobrazen´ı se prov´ad´ı rent- genov´ym sn´ımkov´an´ım pomoc´ı katetru pro rentgenovou ﬂuoroskopii se","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 158 (a) (b) Obr´azek 6.7: (a) Artroskopie – ruptura medi´aln´ıho menisku. (b) ERCP – cholecystoliti´aza. Pˇrevzato z: http://www.wikiskripta.eu/ Soubor:Tear of medial meniscus.jpg a Soubor:ERCP.jpg. zv´yˇsen´ym kontrastem. Vyˇsetˇren´ı umoˇzˇnuje zobrazit jatern´ı a ˇzluˇcov´e cesty a v´yvody slinivky bˇriˇsn´ı. Odhalit lze jejich z´uˇzen´ı (sten´ozu) nebo pˇr´ıtomnost ˇzluˇcov´ych kamen˚u (choledocholit´aza). ERCP pom´ah´a odhalit tak´e cirh´ozu jater, n´adory jater a pankreatu nebo pseudo- cysty. Pomoc´ı speci´an´ıch sond lze ˇzluˇcov´e kameny tak´e vyjmout nebo chirurgick´ym z´akrokem pomoc´ı sondy protnout ´ust´ı ˇzluˇcov´ych cest do dvan´actn´ıku (papilotomie) a umoˇznit tak odchod kamen˚u bez nutnosti operativn´ıho odstranˇen´ı. ERCP poskytuje vysokou kvalitu zobrazen´ı ˇzluˇcov´ych cest a umoˇzˇnuje prov´adˇet ambulantn´ı vyˇsetˇren´ı. Ve srovn´an´ı s operativn´ım z´akrokem v´yraznˇe zkracuje dobu l´eˇcby a nevyˇzaduje nark´ozu. Uk´azka ERCP vyˇsetˇren´ı je na obr´azku 6.7b. • Enteroskopie: Endoskopie, kter´a slouˇz´ı k vyˇsetˇren´ı stˇrevn´ı sliznice. Sonda se zav´ad´ı ´usty do tenk´eho stˇreva. Spolu s odbˇerem vzorku tk´anˇe pro biopsii umoˇzˇnuje diagn´ozu nˇekter´ych onemocnˇen´ı s poru- chou vstˇreb´av´an´ı (napˇr. malabsorpˇcn´ı syndrom). • Gastroskopie: Endoskopick´e vyˇsetˇren´ı dr´ahy j´ıcnu, ˇzaludku a horn´ı ˇc´asti dvan´actn´ıku. Gastroskop se zav´ad´ı ´usty. Metoda slouˇz´ı k d˚u- kladn´emu prohl´ednut´ı vyˇsetˇrovan´e oblasti a pˇr´ıp. odbˇeru vzork˚u tk´anˇe","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 159 (a) (b) Obr´azek 6.8: Gastroskopie: (a) peptick´y vˇred ˇzaludku, (b) Barrett˚uv j´ıcen. Pˇrevzato z: http://www.wikiskripta.eu/ Soubor:Deep gastric ulcer.png a Soubor:Barretts esophagus.jpg. k histologick´emu vyˇsetˇren´ı. Metoda je d˚uleˇzit´a pro diagn´ozu ˇzaludeˇc- n´ıch vˇred˚u, n´ador˚u ˇzaludku, krv´acen´ı do zaˇz´ıvac´ıho traktu, z´anˇetu j´ıcnu, apod. Uk´azka gastroskopie je na obr´azku 6.8. • Koloskopie (kolonoskopie): Endoskopick´a metoda pro vyˇsetˇren´ı tlus- t´eho stˇreva. Koloskop se zav´ad´ı koneˇcn´ıkem a umoˇzˇnuje prohl´ednout oblast tlust´eho stˇreva o d´elce pˇres 1 m, pˇr´ıp. odebrat vzorky k histolo- gick´emu vyˇsetˇren´ı. Pˇred vlastn´ım vyˇsetˇren´ım se mus´ı pacient d˚ukladnˇe vypr´azdnit. Metoda se pouˇz´ıv´a pˇri podezˇren´ı na n´adory, z´anˇety tlust´eho stˇreva nebo pˇri krv´acen´ı z tlust´eho stˇreva (enteroragii). • Kolposkopie: Endoskopick´a metoda pro vyˇsetˇren´ı pochvy a dˇeloˇzn´ıho ˇc´ıpku pˇri podezˇren´ı na n´adory, z´anˇety a jin´e komplikace. • Laparoskopie: Endoskopick´e vyˇsetˇren´ı dutiny bˇriˇsn´ı a jejich org´an˚u. Laparoskop se zav´ad´ı pˇres bˇriˇsn´ı stˇenu a umoˇzˇnuje prov´adˇet ˇradu operaˇcn´ıch z´akrok˚u po zaveden´ı pˇr´ıstroj˚u z nˇekolika vpich˚u. Souˇc´ast´ı vyˇsetˇren´ı m˚uˇze b´yt odbˇer vzork˚u tk´anˇe k histologick´emu vyˇsetˇren´ı (napˇr. z jater). K vytvoˇren´ı prostoru v jinak kolabovan´e dutinˇe bˇriˇsn´ı se pouˇz´ıv´a oxid uhliˇcit´y.","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 160 • Laryngoskopie: Endoskopie pro vyˇsetˇren´ı hrtanu a hlasivek nebo pro zaveden´ı pom˚ucek k ˇr´ızen´emu d´ych´an´ı (napˇr. v celkov´e anestezii pˇri operaˇcn´ıch z´akroc´ıch). • Laryngostroboskopie: Endoskopick´a metoda pro vyˇsetˇren´ı hlasivek. Me- toda vych´az´ı z limit˚u lidsk´eho oka, kter´e nedok´aˇze rozliˇsit v´ıce neˇz cca 20 obr´azk˚u za sekundu. Rychlejˇs´ı dˇeje oku spl´yvaj´ı a jsou rozma- zan´e. Vzhledem k tomu, ˇze i nejhlubˇs´ı muˇzsk´y hlas m´a frekvenci vyˇsˇs´ı neˇz 50 Hz, je pˇr´ım´e vyˇsetˇren´ı hybnosti hlasivek lidsk´ym okem nemoˇzn´e. Technika vyuˇz´ıv´a tzv. stroboskopick´eho efektu. Pokud osvˇetlujeme pra- videln´y periodick´y dˇej z´ablesky svˇetla se stejnou frekvenc´ı jako je frek- vence tohoto dˇeje, pak vid´ıme tento dˇej neust´ale ve stejn´e f´azi, jakoby se nemˇenil (napˇr.vid´ıme hlasivky neust´ale ve f´azi z´avˇeru v pr˚ubˇehu fonace, nebo v jin´e neust´ale stejn´e pozici). Pokud frekvenci z´ablesk˚u o nˇeco m´alo zv´yˇs´ıme, uvid´ıme periodick´y dˇej zpomalenˇe, pˇriˇcemˇz rych- lost tohoto zpomalen´ı vypl´yv´a z rozd´ılu frekvence dˇeje a z´ablesk˚u. Souˇcasn´e laryngostroboskopy automaticky synchronizuj´ı svou frekvenci z´ablesk˚u s hlasem pacienta napˇr. na z´akladˇe mikrofonu. Nev´yhodou vyˇsetˇren´ı je nemoˇznost pouˇzit´ı stroboskopick´eho efektu u v´yrazn´ych chrapot˚u, kdy se hlasivky h´ybou tak nepravidelnˇe, ˇze nen´ı s ˇc´ım z´ablesky synchronizovat. • Mediastinoskopie: Endoskopick´a metoda slouˇz´ıc´ı pro vyˇsetˇren´ı me- zihrud´ı (mediastina). Mediastinoskop se zav´ad´ı pˇres k˚uˇzi u horn´ıho okraje hrudn´ı kosti. • Rektoskopie: Endoskopick´a metoda vyˇsetˇren´ı koneˇcn´ıku. Prov´ad´ı se ri- gidn´ım tubusov´ym rektoskopem. Lze t´eˇz odebrat vzorky tk´anˇe k dal- ˇs´ımu vyˇsetˇren´ı. Metoda se pouˇz´ıv´a pˇri krv´acen´ı do stolice (enteroragii) nebo pˇri podezˇren´ı na n´adory, z´anˇety, apod. • Sigmoidoskopie: Endoskopie pro vyˇsetˇren´ı esovit´e kliˇcky (colon sigmo- ideum) tlust´eho stˇreva v lev´e kyˇceln´ı j´amˇe, ´ust´ıc´ı do koneˇcn´ıku. • Thorakoskopie: Endoskopie pro vyˇsetˇren´ı pleur´aln´ı dutiny a osrdeˇcn´ıku.","KAPITOLA 6. ENDOSKOPIE 161 6.9 Dermatoskopie C´ılem dermatoskopie je vyˇsetˇren´ı povrchu k˚uˇze, a tak vˇcasn´e odhalen´ı poˇc´ınaj´ıc´ıho melanomu (nejzhoubnˇejˇs´ıho koˇzn´ıho n´adoru) jeˇstˇe v dobˇe, kdy je snadno l´eˇciteln´y. Obr´azek 6.9: Dermatoskop vyuˇz´ıvaj´ıc´ı imerzn´ıho oleje. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Dermatoscope1.JPG. Dermatoskop je pˇrenosn´a osvˇetlen´a 10 aˇz 20× zvˇetˇsuj´ıc´ı lupa. Zaˇr´ızen´ı umoˇzˇnuje rozpoznat jednotliv´e struktur´aln´ı rysy v pigmentov´ych projevech lidsk´e pokoˇzky. Digit´aln´ı dermatoskopy vyuˇz´ıvaj´ı polarizovan´eho svˇetla, kde nen´ı oproti imerzn´ım dermatoskop˚um nutn´e pouˇz´ıvat imerzn´ı l´atku. Probl´emem pˇri vyˇsetˇrov´an´ı z˚ust´av´a vysok´a subjektivita hodnocen´ı dermato- skopick´eho n´alezu. Pr´avˇe digit´aln´ı dermatoskopie, kter´a matematicky ana- lyzuje dermatoskopick´e parametry pigmentov´ych projev˚u, byla ´uspˇeˇsn´ym krokem ke zm´ırnˇen´ı subjektivity a zlepˇsen´ı standardizace hodnocen´ı der- matoskopick´ych n´alez˚u. Metoda je vhodn´a k ˇcasn´e diagnostice melanom˚u a umoˇzˇnuje pr˚ubˇeˇzn´e sledov´an´ı pigmentov´ych koˇzn´ıch l´ez´ı. Obrazy mela- nom˚u jsou digit´alnˇe uchov´av´any a jejich v´yhodou je snadn´e sd´ılen´ı a po- rovn´av´an´ı v datab´az´ıch.","Kapitola 7 Lasery Laserov´e z´aˇren´ı je elektromagnetick´e z´aˇren´ı, kter´e je pro sv´e v´yjimeˇcn´e vlastnosti nepostradateln´ym n´astrojem v mnoha l´ekaˇrsk´ych, technick´ych i vˇedeck´ych aplikac´ıch. V souˇcasn´e dobˇe je laser jedin´ym umˇel´ym zdrojem monochromatick´eho, koherentn´ıho a vysoce smˇerov´eho z´aˇren´ı, u kter´eho lze nav´ıc dos´ahnout velmi vysok´ych v´ykon˚u. N´azev LASER vznikl z anglick´eho popisu principu vzniku takov´eho z´aˇren´ı, kter´ym je Light Ampliﬁcation by ” Stimulated Emission of Radiation“, coˇz v pˇrekladu znamen´a zes´ılen´ı svˇetla ” stimulovanou emis´ı z´aˇren´ım“. Funkce laseru je zaloˇzena na kvantov´ych je- vech v atomech a molekul´ach l´atky, proto b´yvaj´ı lasery mnohdy oznaˇcov´any jako kvantov´e gener´atory svˇetla. Vznik svˇetla s vlastnostmi laseru fyzik´alnˇe popisovala jiˇz Einsteinova te- orie stimulovan´e emise z´aˇren´ı v roce 1917, kter´a ˇr´ık´a, ˇze slab´y svˇeteln´y impulz dok´aˇze vyvolat vznik mnohem silnˇejˇs´ıho svˇetla. Prvn´ı zaˇr´ızen´ı schopn´e vytvoˇrit laserov´e z´aˇren´ı ovˇsem vzniklo aˇz v roce 1960. V´yvoj la- seru vych´azel uˇz z obdob´ı 2. svˇetov´e v´alky, kdy panovala snaha o zdo- konalen´ı mikrovlnn´ych radar˚u. Prvn´ım pˇredch˚udcem laseru byl MASER (z angl. Microwave Ampliﬁcation by Stimulated Emission of Radiation) – zaˇr´ızen´ı, kter´e pracuje na stejn´em principu jako souˇcasn´e lasery, ale vytv´aˇr´ı z´aˇren´ı v mikrovlnn´e oblasti elektromagnetick´eho spektra. Toto zaˇr´ızen´ı se podaˇrilo v roce 1954 souˇcasnˇe sestrojit N. G. Basovovi a A. M. Procho- rovovi v SSSR a Ch. H. Townesovi v USA. Z´aklad tohoto zaˇr´ızen´ı tvoˇrila komora se ˇcpavkem um´ıstˇen´a v siln´em elektrick´em poli, kter´e dod´avalo ener- gii potˇrebnou k vyvol´an´ı stimulovan´e emise. T´ımto zp˚usobem bylo moˇzn´e zes´ılit i velmi slab´e mikrovlny. Objev LASERu (z angl. Light Ampliﬁcation 162","KAPITOLA 7. LASERY 163 by Stimulated Emission of Radiation), kter´y pracuje se stimulovanou emis´ı svˇetla, se podaˇril aˇz Theodoru H. Maimanovi v jiˇz zm´ınˇen´em roce 1960. Jako aktivn´ı prostˇred´ı pro vznik laserov´eho paprsku pouˇzil krystal rub´ınu a zdro- jem energie mu byly z´ablesky rtut ’ov´e v´ybojky. Stimulovanou emisi potom nechal prob´ıhat mezi dvˇema rovnobˇeˇzn´ymi zrcadly, kter´e vznikaj´ıc´ı laserov´e svˇetlo zes´ılily. Nedlouho po objevu prvn´ıho rub´ınov´eho laseru potom zaˇcaly vznikat dalˇs´ı typy laser˚u, kter´e se liˇsily aktivn´ım prostˇred´ım, zp˚usobem dod´an´ı energie, v´ykonem i jin´ymi vlastnostmi. Jeˇstˇe v roce 1960 vznikl prvn´ı laser s plynov´ym aktivn´ım prostˇred´ı (He-Ne) a o dva roky pozdˇeji se objevil prvn´ı polovodiˇcov´y laser. V roce 1964 z´ıskali Basov, Prochorov a Townes za objev maseru Nobelovu cenu za fyziku. 7.1 Svˇetlo a elektromagnetick´e z´aˇren´ı Elektromagnetick´e z´aˇren´ı je kombinac´ı pˇr´ıˇcn´eho magnetick´eho a elektrick´e- ho vlnˇen´ı. Sloˇzky vektoru indukce magnetick´eho pole B a vektoru inten- zity elektrick´eho pole E jsou navz´ajem kolm´e, jsou kolm´e ke smˇeru ˇs´ıˇren´ı elektormagnetick´eho vlnˇen´ı a kmitaj´ı se stejnou f´az´ı. Zdrojem elektromag- netick´eho z´aˇren´ı je jak´ykoli n´aboj, kter´y se pohybuje s nenulov´ym zrych- len´ım (napˇr. vodiˇce, kter´ymi prot´ek´a stˇr´ıdav´y elektrick´y proud). Elektro- magnetick´e z´aˇren´ı m´a du´aln´ı ˇc´asticovˇe-vlnov´y charakter, tzn. ˇze m´a vlast- nosti ˇc´astic i vln. Takov´e z´aˇren´ı lze pak ch´apat jako tok jednotliv´ych ˇc´astic s energi´ı (foton˚u) nebo jako kmity vektoru elektrick´eho a magnetick´eho pole. Chov´an´ı elektromagnetick´eho z´aˇren´ı potom m˚uˇzeme v r˚uzn´ych situac´ıch po- ˇ pisovat kvantovou teori´ı nebo vlnovou teori´ı. C´asticovou povahu z´aˇren´ı po- tvrzuje napˇr. fotoelektrick´y jev nebo vznik rentgenov´eho a radioaktivn´ıho z´aˇren´ı, zat´ımco vlnov´y charakter z´aˇren´ı lze dok´azat napˇr. pomoc´ı interfe- rence, difrakce nebo polarizace. Vlnov´e vlastnosti umoˇzˇnuj´ı elektromagnetick´emu z´aˇren´ı pˇriˇradit vlnovou d´elku λ a frekvenci f. Obˇe veliˇciny jsou propojeny vztahem: c = fλ, (7.1) 8 kde c je rychlost ˇs´ıˇren´ı elektromagnetick´eho z´aˇren´ı vakuem (c = 3·10 m/s).","KAPITOLA 7. LASERY 164 ˇ S´ıˇren´ı elektromagnetick´eho vlnˇen´ı prostorem se potom ˇr´ıd´ı z´akony odrazu a lomu, podobnˇe jako v geometrick´e optice. Pˇri dopadu vlnˇen´ı na pˇrek´aˇzku doch´az´ı k ohybu vlnˇen´ı (difrakci) a jeho ˇs´ıˇren´ı do oblasti geometrick´eho st´ınu. Pˇri setk´an´ı v´ıce elektromagnetick´ych vln v jednom m´ıstˇe doch´az´ı k jejich skl´ad´an´ı (interferenci). V´ysledkem m˚uˇze b´yt zeslaben´ı (destruktivn´ı interference) nebo zes´ılen´ı (konstruktivn´ı interference) v´ysledn´e vlny. ˇ C´asticov´e vlastnosti umoˇzˇnuj´ı elektromagnetick´e z´aˇren´ı popsat jako tok ˇc´astic (foton˚u) s urˇcitou energi´ı, kter´a je ´umˇern´a frekvenci f a je kvantov´ana Planckovou konstantou (h = 6, 6252 · 10 −34 Js): E = hf (7.2) Viditeln´e svˇetlo je ˇc´ast spektra elektomagnetick´eho z´aˇren´ı o vlnov´e d´elce od 380 nm do 760 nm (viz kapitola 7.1.1), kter´emu pˇripisujeme dalˇs´ı d˚uleˇzit´e vlastnosti. Podle obsahu vlnov´ych d´elek ve spektru m˚uˇzeme svˇeteln´e z´aˇren´ı rozliˇsit na monochromatick´e (spektrum z´aˇren´ı obsahuje pouze jedinou vlno- vou d´elku) a polychromatick´e (spektrum z´aˇren´ı je sloˇzeno z r˚uzn´ych vl- nov´ych d´elek). Bˇeˇzn´e svˇeteln´e zdroje jsou typicky polychromatick´e, ale pouˇzit´ım vhodn´ych barevn´ych ﬁltr˚u jsme schopni takov´e z´aˇren´ı do jist´e m´ıry monochromatizovat. Typick´ym zdrojem monochromatick´eho z´aˇren´ı jsou lasery, kter´e jsou zaloˇzeny na kvantov´ych pˇrechodech uvnitˇr atom˚u. Podle f´azov´eho charakteru z´aˇren´ı rozliˇsujeme svˇetlo koherentn´ı (vˇsechny fotony z´aˇren´ı kmitaj´ı v dan´e vzd´alenosti od zdroje se stejnou f´az´ı) a ne- koherentn´ı (fotony z´aˇren´ı kmitaj´ı v dan´e vzd´alenosti od zdroje s r˚uznou f´az´ı). Bˇeˇzn´e svˇeteln´e zdroje vyzaˇruj´ı pouze svˇetlo nekoherentn´ı, zat´ımco koherentn´ı z´aˇren´ı lze vytvoˇrit opˇet pomoc´ı laseru. 7.1.1 Elektromagnetick´e spektrum Elektromagnetick´e spektrum zahrnuje r˚uzn´e druhy elektromagnetick´eho z´aˇren´ı, kter´e je moˇzn´e rozliˇsit podle vlnov´ych d´elek. Hranice mezi jednot- liv´ymi typy z´aˇren´ı nen´ı ostr´a, spektra jednotliv´ych druh˚u z´aˇren´ı na sebe vz´ajemnˇe navazuj´ı, ale mohou se i ˇc´asteˇcnˇe pˇrekr´yvat (viz obr. 7.1):","KAPITOLA 7. LASERY 165 Obr´azek 7.1: Elektromagnetick´e spektrum. Pˇrevzato z: http://cs.wikipedia.org/wiki/ Soubor:ElmgSpektrum.png. • R´adiov´e vlny: Jsou vlny o vlnov´e d´elce pˇribliˇznˇe od 1 milimetru po tis´ıce kilometr˚u. Zdrojem r´adiov´ych vln jsou ant´eny, jejichˇz d´elka je ´umˇern´a produkovan´e vlnov´e d´elce. Pouˇz´ıvaj´ı se pro pˇrenos informac´ı (televize, rozhlas, telefony, internet), pro navigaci nebo v´yzkum (vesm´ır, meteo- rologie). V medic´ınˇe se pouˇz´ıvaj´ı pro zobrazen´ı vnitˇrn´ıch struktur tˇela pomoc´ı magnetick´e rezonance (viz kapitola 3). • Mikrovlny: Jsou vlny o vlnov´e d´elce pˇribliˇznˇe od 1 mm do 10 cm. Zdro- jem mikrovln je napˇr. magnetron. V oblasti mikrovln leˇz´ı absorpˇcn´ı p´ık molekul vody, proto se mikrovlny pouˇz´ıvaj´ı napˇr. v mikrovlnn´e troubˇe k ohˇrevu potravin. V medic´ınˇe se t´eto vlastnosti mikrovln vyuˇz´ıv´a k te- rapeutick´emu ohˇrevu tk´an´ı (mikrovlnn´a diatermie) nebo l´eˇcbˇe (niˇcen´ı patologick´ych loˇzisek vysokou teplotou). Mikrovlny se pouˇz´ıvaj´ı tak´e pro pˇrenos informac´ı (WiFi, telefony), k navigaci (radiolokace) nebo obr´abˇen´ı materi´al˚u. • Infraˇcerven´e z´aˇren´ı (IR): Je z´aˇren´ı o vlnov´e d´elce od 760 nm do 1 mm. Oznaˇcuje se jako tepeln´e z´aˇren´ı, protoˇze zdrojem IR z´aˇren´ı jsou vˇsechny objekty s teplotou vyˇsˇs´ı neˇz 0 K. Pˇri pokojov´e teplotˇe vyzaˇruj´ı ob- jekty maximum v infraˇcerven´em p´asmu 8 aˇz 12 µm. Infraˇcerven´e z´aˇren´ı se pouˇz´ıv´a v pˇr´ıstroj´ıch pro noˇcn´ı vidˇen´ı, v komunikaci na kr´atkou vzd´alenost (IrDA, d´alkov´e ovladaˇce, mobiln´ı telefony), v laserech nebo pˇri mˇeˇren´ı teploty termokamerami. V medic´ınˇe nach´az´ı uplatnˇen´ı pˇri mˇeˇren´ı teploty (termometrie, termograﬁe – viz kapitola 8), pˇri terape- utick´em ohˇrevu tk´an´ı, v infraˇcerven´e mikroskopii nebo laserech.","KAPITOLA 7. LASERY 166 Obr´azek 7.2: Spektrum viditeln´eho svˇetla. Pˇrevzato z: http://cs.wikipedia.org/wiki/ Soubor:Spectre.svg. • Viditeln´e svˇetlo: Je spektrum elektromagnetick´eho z´aˇren´ı, na kter´e je citliv´e lidsk´e oko. Zahrnuje vlnov´e d´elky pˇribliˇznˇe od 380 nm do 760 nm (viz obr. 7.2). Viditeln´e z´aˇren´ı produkuj´ı tepeln´e zdroje (Slunce, hvˇezdy, ˇz´arovky, oheˇn), luminiscenˇcn´ı zdroje (z´aˇrivky, v´ybojky, LED diody), lasery, radioaktivn´ı rozpad, aj. Viditeln´e svˇetlo nach´az´ı vyuˇzit´ı v mikroskopii, endoskopii (viz kapitola 6), spektrofotometrii, refraktometrii, polarimetrii a je vhodn´e i pro pˇrenos informac´ı (op- tick´a vl´akna). D´ale se uplatˇnuje v zobrazovac´ıch syst´emech (monitory, obrazovky), v laserech nebo jako zdroje osvˇetlen´ı. • Ultraﬁalov´e z´aˇren´ı (UV): Je z´aˇren´ı o vlnov´e d´elce od 10 nm do 380 nm. Fotony UV z´aˇren´ı maj´ı d´ıky vysok´e energii siln´e fotochemick´e ´uˇcinky, kter´e umoˇzˇnuj´ı napˇr. ˇstˇepit chemick´e vazby. Z biologick´ych tk´an´ı jsou zvl´aˇst ’ citliv´e b´ılkoviny, nukleov´e kyseliny nebo nˇekter´e pigmenty. Pro- nikavost UV z´aˇren´ı je pomˇernˇe n´ızk´a – ovlivˇnuje pˇredevˇs´ım k˚uˇzi (eryt´emy, pigmentace) nebo oko (poˇskozen´ı rohovky). Nadmˇern´e oz´aˇre- n´ı UV z´aˇren´ım m˚uˇze m´ıt rakovinotvorn´e ´uˇcinky. Ultraﬁalov´e z´aˇren´ı se v tˇele tak´e pod´ıl´ı na synt´eze vitam´ınu D, m˚uˇze zvyˇsovat obranyschop- nost organismu nebo svalovou v´ykonnost. Z´aˇren´ı m´a v´yrazn´e bakteri- cidn´ı ´uˇcinky, proto se ˇcasto vyuˇz´ıv´a ke sterilizaci pracovn´ıch ploch nebo n´astroj˚u. Pˇrirozen´ym zdrojem UV z´aˇren´ı je Slunce, umˇel´ymi zdroji jsou napˇr. rtut ’ov´e v´ybojky (horsk´a slunce, sol´aria). • Rentgenov´e z´aˇren´ı (RTG): Je z´aˇren´ı o vlnov´e d´elce pˇribliˇznˇe od 0,1 nm do 10 nm. M´a v´yrazn´e ionizaˇcn´ı ´uˇcinky a vysokou pronikavost. P˚uvod vzniku RTG z´aˇren´ı je v elektronov´em obalu atom˚u. V l´ekaˇrstv´ı se","KAPITOLA 7. LASERY 167 vyuˇz´ıv´a pro diagnostick´e zobrazov´an´ı (skiagraﬁe, v´ypoˇcetn´ı tomograﬁe), v pr˚umyslu k defektoskopii nebo hodnocen´ı materi´al˚u (RTG krystalo- graﬁe). Z´aˇren´ı se vyuˇz´ıv´a tak´e v astronomii pˇri studiu ˇcern´ych dˇer nebo neutronov´ych hvˇezd. • Gama z´aˇren´ı: M´a podobn´y charakter i vlastnosti jako rentgenov´e z´aˇren´ı. Gama z´aˇren´ı vznik´a pˇri radioaktivn´ım rozpadu jader atom˚u nebo jin´ych jadern´ych dˇej´ıch. V medic´ınˇe se vyuˇz´ıv´a napˇr. v nukle´arn´ı medic´ınˇe (PET, SPECT) nebo neurochirurgii (Leksell˚uv gama n˚uˇz). Uplatnˇen´ı nach´az´ı tak´e v astronomii nebo vˇedeck´em zkoum´an´ı. 7.2 Princip laseru Z´akladem vzniku laserov´eho paprsku jsou excitaˇcn´ı a deexcitaˇcn´ı dˇeje v elek- tronov´em obalu atom˚u a molekul. Atomy a molekuly l´atky mohou podle kvantov´e teorie existovat pouze ve stavech s urˇcitou energi´ı. Stav s nejniˇzˇs´ı energi´ı se oznaˇcuje jako z´akladn´ı. Mezi jednotliv´ymi energetick´ymi stavy m˚uˇze atom nebo molekula pˇrech´azet, a to ze stavu s niˇzˇs´ı energi´ı do stavu s vyˇsˇs´ı energi´ı dod´an´ım (absorpc´ı) energie, nebo ze stavu s vyˇsˇs´ı energi´ı do stavu s niˇzˇs´ı energi´ı za vyz´aˇren´ı (emise) energie. Velikost dodan´e nebo vyz´aˇren´e energie pˇri pˇrechodu mezi dvˇema energetick´ymi stavy se mus´ı rov- nat rozd´ılu energi´ı tˇechto dvou stav˚u: ∆E = E − E = hf (7.3) 2 1 Pˇrechod atomu nebo molekuly do vyˇsˇs´ıho energetick´eho stavu se oznaˇcuje jako excitace (vybuzen´ı). Zdrojem excitaˇcn´ı energie m˚uˇze b´yt teplo, elektro- magnetick´e z´aˇren´ı, elektrick´e pole, chemick´e reakce, aj. Mezi nejpouˇz´ıvanˇejˇs´ı zdroje excitaˇcn´ı energie patˇr´ı: • Optick´a excitace: Zdrojem energie je elektromagnetick´e z´aˇren´ı napˇr. ve viditeln´e oblasti spektra. Pouˇz´ıvaj´ı se v´ybojky, z´aˇrivky nebo jin´e zdroje svˇetla. Tato forma buzen´ı se pouˇz´ıv´a u pevnol´atkov´ych i kapalinov´ych laser˚u.","KAPITOLA 7. LASERY 168 • Excitace elektrick´ym polem: Zdrojem excitaˇcn´ı energie je elektrick´y v´yboj v plynu. Pouˇz´ıv´a se v´yhradnˇe u plynov´ych laser˚u. V´yhodou je v´yborn´a regulace v´ykonu tˇechto laser˚u v z´avislosti na velikosti apliko- van´eho elektrick´eho proudu. • Chemick´a excitace: Zdrojem energie je exotermick´a chemick´a reakce dvou l´atek za vzniku velk´eho mnoˇzstv´ı tepla. Pˇr´ıkladem m˚uˇze b´yt kom- binace vod´ıku a chl´oru nebo vod´ıku a ﬂu´oru. V excitovan´em stavu existuj´ı atomy a molekuly bˇeˇzn´ych l´atek pouze velmi kr´atkou dobu (ˇr´adovˇe 10 −8 s) a pot´e doch´az´ı k jejich samovoln´emu (spont´ann´ımu) pˇrechodu zpˇet do z´akladn´ıho stavu za souˇcasn´eho vyz´aˇren´ı nadbyteˇcn´e energie v podobˇe foton˚u elektromagnetick´eho z´aˇren´ı. Tento pˇrechod se oznaˇcuje jako deexcitace. U takov´ych norm´aln´ıch l´atek doch´az´ı k deexcitaci atom˚u a molekul nesynchronizovanˇe. V nˇekter´ych l´atk´ach ovˇsem mohou setrvat atomy a molekuly v excitovan´em stavu po velmi dlouhou dobu (ˇr´adovˇe 10 −3 s) – takov´e stavy oznaˇcujeme jako metasta- biln´ı hladiny. Z tˇechto metastabiln´ıch stav˚u mohou b´yt vˇsechny excitovan´e atomy a molekuly sesazeny v jedin´y okamˇzik vhodn´ym impulzem (stimu- lac´ı), napˇr. fotonem z´aˇren´ı. Tato vlastnost je z´akladn´ı podm´ınkou fungov´an´ı laseru, protoˇze stimulac´ı jedin´ym fotonem z´aˇren´ı doch´az´ı k synchronizo- van´emu vyz´aˇren´ı velk´eho poˇctu nov´ych foton˚u z´aˇren´ı, kter´e vytv´aˇrej´ı la- serov´y paprsek. V´ysledkem je, ˇze slab´y svˇeteln´y impulz vyvol´a vznik mno- hem silnˇejˇs´ıho svˇetla. Tento jev, oznaˇcovan´y jako stimulovan´a emise, produ- kuje monochromatick´e koherentn´ı z´aˇren´ı (vˇsechny emitovan´e fotony z´aˇren´ı maj´ı stejnou energii a kmitaj´ı se stejnou f´az´ı). Metastabiln´ı hladiny existuj´ı pouze u nˇekter´ych l´atek, kter´e oznaˇcujeme jako aktivn´ı prostˇred´ı laseru. Ak- tivn´ı l´atkou m˚uˇze b´yt pevn´a l´atka, kapalina, plyn nebo polovodiˇc. Rozdˇelen´ı nejbˇeˇznˇejˇs´ıch laser˚u je v tabulce 7.1: • Pevnol´atkov´e lasery: Aktivn´ı prostˇred´ı laseru je tvoˇreno krystalick´ymi nebo amorfn´ımi izolanty s pˇr´ımˇes´ı vhodn´ych iont˚u. Typick´ym pˇr´ıkladem je rub´ınov´y nebo Nd:YAG laser (viz tabulka 7.1). Zdrojem energie je obvykle svˇeteln´y zdroj. Vlnov´a d´elka laserov´eho z´aˇren´ı se pohybuje v oblasti infraˇcerven´eho a viditeln´e svˇetla.","KAPITOLA 7. LASERY 169 • Kapalinov´e lasery: Aktivn´ı prostˇred´ı laseru je tvoˇreno roztokem r˚uzn´ych organick´ych barviv (napˇr. rhodamin, kumarin). Vhodn´ym uspoˇr´ad´an´ım lze dos´ahnout prakticky libovoln´e vlnov´e d´elky z´aˇren´ı v rozsahu cca 300 aˇz 1500 nm, coˇz je velkou v´yhodou. Nev´yhodou tˇechto laser˚u je kr´atk´a ˇzivotnost aktivn´ıho prostˇred´ı (degradace teplem a svˇetlem). • Plynov´e lasery: Aktivn´ı prostˇred´ı laseru je tvoˇreno atomy, ionty nebo molekulami plynu. K excitaci aktivn´ıho prostˇred´ı doch´az´ı nejˇcastˇeji pomoc´ı elektrick´eho v´yboje v plynu.V´yhodou plynov´ych laser˚u je ho- mogenita aktivn´ıho prostˇred´ı, velk´y rozsah vlnov´ych d´elek a stabilita paprsku. K nejrozˇs´ıˇrenˇejˇs´ım aktivn´ım prostˇred´ım patˇr´ı patˇr´ı ˇcervenˇe z´aˇr´ıc´ı helium-neonov´y laser, infraˇcerven´y CO laser nebo argonov´y laser 2 modr´e a zelen´e barvy (viz tab. 7.1). Zvl´aˇstn´ım druhem plynov´eho la- seru jsou excimerov´e lasery. Aktivn´ım prostˇred´ım jsou v tomto pˇr´ıpadˇe molekuly vznikl´e nestabiln´ım slouˇcen´ım dvou atom˚u vz´acn´ych plyn˚u, tzv. excitovan´e dimery (napˇr. argon-krypton, krypton-ﬂuor, aj.). Exci- merov´e lasery vyzaˇruj´ı pˇredevˇs´ım v ultraﬁalov´e oblasti spektra. • Polovodiˇcov´e lasery: Zdrojem z´aˇren´ı v polovodiˇcov´ych laserech je la- serov´a dioda (viz kapitola 7.2.2). Diody jsou v´yhodn´e pro jejich velmi mal´e rozmˇery, vysokou ´uˇcinnost (aˇz 50 %) a snadnou regulaci v´ykonu pomoc´ı elektrick´eho proudu. Nev´yhodou menˇs´ıho rozmˇeru je rozb´ıha- vˇejˇs´ı paprsek neˇz u jin´ych laser˚u. Tento efekt se viditelnˇe projevuje jako ruˇsiv´e zrnˇen´ı v pˇr´ıpadˇe, ˇze je laser pouˇzit jako svˇeteln´y zdroj. Laserov´e diody se uplatˇnuj´ı pˇredevˇs´ım v telekomunikac´ıch, v´ypoˇcetn´ı technice a spotˇrebn´ı elektronice. • Speci´aln´ı lasery: V posledn´ı dobˇe byly zkonstruov´any lasery se speci- ´ aln´ım aktivn´ım prostˇred´ım. Jedn´ım z nich je plazmov´y laser, jehoˇz ak- tivn´ım prostˇred´ım je plazma ´uplnˇe ionizovan´eho uhl´ıku. Plazmov´y la- ser produkuje z´aˇren´ı v oblasti n´ızkoenergetick´eho rentgenov´eho z´aˇren´ı. Druh´ym je laser s voln´ymi elektrony (free electron laser), kter´y jako ak- tivn´ı prostˇred´ı vyuˇz´ıv´a svazek elektron˚u pohybuj´ıc´ıch se v promˇenn´em magnetick´em poli. Vlnovou d´elku tohoto laseru lze mˇenit zmˇenou frekvence magnetick´eho pole nebo zmˇenou energie elektron˚u. Tyto speci´aln´ı lasery zat´ım nenalezly uplatnˇen´ı v praxi.","KAPITOLA 7. LASERY 170 Tabulka 7.1: Druhy laser˚u. Pˇrevzato z: http://cs.wikipedia.org/wiki/Laser. Lasery Vlnov´a d´elka Spektrum Pouˇzit´ı Rub´ınov´y 694,3 nm ˇcerven´a holograﬁe, odstraˇnov´an´ı tetov´an´ı Nd:YAG 1064 nm IR litograﬁe, spektroskopie, stroj´ırenstv´ı, chirurgie Ho:YAG 2,1 µm IR chirurgie, stomatologie Er:YAG 2,94 µm IR chirurgie, stomatologie Titan-saf´ırov´y 690-1000 nm ˇcerven´a, IR spektroskopie, fs pulzy Alexandritov´y 700-800 nm ˇcerven´a, IR ˇz´ıh´an´ı, ˇrez´an´ı Rhodamin 6G 570-650 nm ˇzlut´a, oranˇzov´a, dermatologie ˇcerven´a Kumarin C30 504 nm zelen´a oftalmologie, chirurgie He-Ne 543 nm, 633 nm zelen´a, ˇcerven´a zamˇeˇrov´an´ı polohy, spektroskopie Mˇedˇen´y 510 nm, 578 nm zelen´a podmoˇrsk´a komunikace a lokace Jodov´y 342 nm, 612 nm, viditeln´e, IR vˇeda, termojadern´a f´uze 1315 nm Xenonov´y 140 vlnov´ych d´elek viditeln´e, IR Argonov´y 488 nm, 514 nm modr´a, zelen´a oftalmologie, spektroskopie H´elium-kadmiov´y 325 nm, 442 nm UV, modr´a spektroskopie Vod´ıkov´y 100-120 nm, UV 140-165 nm CO 2 10,6 µm IR sv´aˇren´ı, grav´ırov´an´ı, stomatologie, ˇrez´an´ı CO 5-6,5 µm IR Excimerov´e lasery 193-351 nm UV oftalmologie, laserov´a ablace, fotolitograﬁe Dus´ıkov´y 337 nm UV GaAs laser 650 nm, 840 nm ˇcerven´a, IR laserov´a ukazov´atka, laserov´a tisk´arna GaAlAs laser 670-830 nm ˇcerven´a telekomunikace, pˇrehr´avaˇce CD, displeje AlGaInP laser 650 nm ˇcerven´a pˇrehr´avaˇce DVD GaN laser 405 nm modr´a Blue-ray disky InGaAlP laser 630-685 nm ˇcerven´a l´ekaˇrstv´ı","KAPITOLA 7. LASERY 171 Obr´azek 7.3: Konstrukce laseru: (1) Aktivn´ı prostˇred´ı, (2) ˇcerp´an´ı aktivn´ıho prostˇred´ı, (3) odrazn´e zrcadlo, (4) polopropustn´e zrcadlo, (5) laserov´y paprsek. Pˇrevzato z: http://cs.wikipedia.org/wiki/ Soubor:Laser.svg. 7.2.1 Konstrukce laseru Princip laseru byl pops´an v kapitole 7.2. Konstrukce laseru je potom sch´ematicky zn´azornˇena na obr´azku 7.3. Hlavn´ımi ˇc´astmi laseru jsou: • Aktivn´ı prostˇred´ı: Je prostˇred´ı, ve kter´em na z´akladˇe kvantov´ych jev˚u a stimulovan´e emise vznik´a laserov´e z´aˇren´ı. Aktivn´ı prostˇred´ı mus´ı b´yt tvoˇreno takov´ymi l´atkami, kter´e vytv´aˇrej´ı metastabiln´ı hladinu. • Zdroj excitaˇcn´ı energie: Dod´av´a aktivn´ımu prostˇred´ı energii nutnou pro vybuzen´ı elektron˚u v atomech a molekul´ach l´atky ze z´akladn´ıho stavu do metastebiln´ı hladiny, ze kter´e mohou b´yt n´aslednˇe sesazeny stimulovanou emis´ı za vzniku laserov´eho z´aˇren´ı. • Optick´y rezon´ator: Slouˇz´ı k zes´ılen´ı vznikaj´ıc´ıho koherentn´ıho lase- rov´eho z´aˇren´ı. Obvykle jej tvoˇr´ı dvˇe navz´ajem rovnobˇeˇzn´a zrcadla, mezi kter´ymi je uloˇzeno aktivn´ı prostˇred´ı. Jedno ze zrcadel je t´emˇeˇr doko- nale odraziv´e (aˇz 99,9 %), zat´ımco druh´e zrcadlo je ˇc´asteˇcnˇe propustn´e. Vz´ajemn´a vzd´alenost zrcadel mus´ı pˇresnˇe odpov´ıdat celoˇc´ıseln´emu n´asobku vlnov´e d´elky generovan´eho laserov´eho z´aˇren´ı. Vznikaj´ıc´ı fo- tony z´aˇren´ı se d´ıky opakovan´ym odraz˚um od zrcadel neust´ale pohy-","KAPITOLA 7. LASERY 172 buj´ı aktivn´ım prostˇred´ım, kde p˚usob´ı jako impulzy pro dalˇs´ı stimulo- vanou emisi. V´ysledkem je lavinovit´e zmnoˇzen´ı poˇctu deexcitac´ı v ak- tivn´ım prostˇred´ı a znaˇcn´e zes´ılen´ı v´ysledn´eho laserov´eho paprsku, kter´y opouˇst´ı prostˇred´ı laseru pˇres ˇc´asteˇcnˇe propustn´e zrcadlo. 7.2.2 Laserov´a dioda Je polovodiˇcov´a dioda s PN pˇrechodem, na kter´em doch´az´ı k pˇremˇenˇe elek- trick´e energie na svˇetlo s vlastnostmi podobn´ymi laserov´emu z´aˇren´ı. Do ak- tivn´ıho prostˇred´ı v okol´ı PN pˇrechodu jsou dod´av´any elektrony a d´ıry, je- jichˇz rekombinac´ı vznikaj´ı fotony svˇetla o n´ahodn´e f´azi a polarizaci, kter´e maj´ı n´ahodn´y smˇer ˇs´ıˇren´ı. Stimulovan´a emise nast´av´a pouze v pˇr´ıpadˇe, ˇze se do PN pˇrechodu dostane foton z´aˇren´ı s energi´ı rovnou rozd´ılu energe- tick´ych hladin jeˇstˇe pˇred rekombinac´ı elektron˚u a dˇer. V´ysledkem stimulo- van´e emise je deexcitace elektronu a vyz´aˇren´ı fotonu o stejn´e f´azi, polari- zaci a stejn´em smˇeru, jako m´a stimuluj´ıc´ı foton. Je tˇreba poznamenat, ˇze stimulovan´a emise nast´av´a pouze pˇri nadprahov´em proudu proch´azej´ıc´ım diodou. Pod prahovou hodnotou proudu doch´az´ı pouze ke spont´ann´ı emisi z´aˇren´ı. Roli optick´eho rezon´atoru pro zes´ılen´ı laserov´eho z´aˇren´ı pln´ı ob- vykle odˇst´ıpnut´ı krystalu v krystalograﬁck´ych rovin´ach. Opakovan´ym odra- zem z´aˇren´ı od stˇen rezon´atoru doch´az´ı vlivem interference k ´ust´alen´ı vlnˇen´ı v tzv. m´odech, kter´e maj´ı charakter stojat´eho vlnˇen´ı. Rozmˇery dutiny v ho- rizont´aln´ım i vertik´aln´ım smˇeru tedy urˇcuj´ı v´ysledn´e vlastnosti a vlno- vou d´elku vyzaˇrovan´eho laserov´eho paprsku (rozmˇer rezon´atoru je roven celoˇc´ıseln´emu n´asobku poloviny vlnov´e d´elky z´aˇren´ı). Vlnovou d´elku z´aˇren´ı potom samozˇrejmˇe urˇcuje tak´e materi´al, ze kter´eho je dioda vyrobena. 7.3 Optick´a koherentn´ı tomograﬁe Optick´a koherentn´ı tomograﬁe (Optical Coherence Tomography – OCT) je neinvazivn´ı bezkontaktn´ı diagnostick´a metoda, kter´a poskytuje obrazy pˇr´ıˇcn´eho ˇrezu zkouman´e tk´anˇe. V medic´ınˇe nach´az´ı metoda uplatnˇen´ı zejm´ena v oftalmologii (diagnostika glaukomu nebo makul´arn´ı degenerace, vyˇsetˇren´ı r˚uzn´ych vrstev s´ıtnice), dermatologii (tenk´e vrstvy k˚uˇze), stoma- tologii (povrch zubu) nebo kardiologii (diagnostika onemocnˇen´ı koron´arn´ıch","KAPITOLA 7. LASERY 173 tepen) a v kombinaci s endoskopick´ym zobrazen´ım lze metodu pouˇz´ıt tak´e v gynekologii a urologii, nebo pˇri vyˇsetˇren´ı gastrointestin´aln´ıho traktu (tenk´e vrstvy sliznice). Metoda je zaloˇzena na interferenci n´ızkokoherentn´ı- ho optick´eho z´aˇren´ı s vˇetˇs´ı vlnovou d´elkou, nejˇcastˇeji v bl´ızk´e infraˇcerven´e oblasti spektra (cca 600 aˇz 1300 nm), a dostateˇcnˇe ˇsirok´ym spektrem (cca 20 aˇz 100 nm). Z´aˇren´ı s vˇetˇs´ı vlnovou d´elkou m˚uˇze pronikat hloubˇeji do tk´anˇe (cca 1 aˇz 3 mm) a vzhledem k menˇs´ımu rozptylu poskytuje velmi vysok´e ˇ prostorov´e rozliˇsen´ı obrazu (∼ µm). S´ıˇrka spektra z´aˇren´ı potom ovlivˇnuje axi´aln´ı (hloubkov´e) rozliˇsen´ı, kter´e u OCT dosahuje aˇz 1 µm. Zdrojem z´aˇren´ı jsou obvykle pulzn´ı femtosekundov´e lasery nebo superluminiscenˇcn´ı LED diody. Protoˇze jsou nˇekter´e vlnov´e d´elky snadno absorbov´any urˇcit´ymi tk´anˇemi, je volba spr´avn´e vlnov´e d´elky pro zobrazen´ı optickou koherentn´ı tomograﬁi´ı velice d˚uleˇzit´a. Obr´azek 7.4: Michelson˚uv interferometr. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:OCT B-Scan Setup.GIF.","KAPITOLA 7. LASERY 174 Princip OCT je podobn´y jako pˇri ultrazvukov´em zobrazov´an´ı (viz kapi- tola 2.6), pouze m´ısto mechanick´ych vln je pouˇzito optick´e z´aˇren´ı. Podstatou mˇeˇren´ı je hodnocen´ı velikosti odraz˚u a ˇcasov´eho zpoˇzdˇen´ı vln odraˇzen´ych v r˚uzn´ych hloubk´ach tk´anˇe. Vzhledem k vysok´e rychlosti ˇs´ıˇren´ı svˇetla 8 (3 · 10 m/s) oproti rychlosti ˇs´ıˇren´ı ultrazvuku (cca 1540 m/s), nelze mˇeˇrit 1 ˇcasov´e zpoˇzdˇen´ı svˇeteln´ych vln pˇr´ımo , a je nutn´e vyuˇz´ıt techniku mˇeˇren´ı zaloˇzenou na interferenˇcn´ım jevu. Protoˇze je v´ysledek interference ´umˇern´y dr´ahov´emu rozd´ılu mezi dvˇema svˇeteln´ymi vlnami, lze ˇcasov´e zpoˇzdˇen´ı mezi vlnami velmi snadno urˇcit pr´avˇe na z´akladˇe rozd´ılu drah, kter´e obˇe vlny urazily. Z´akladem OCT je Michelson˚uv interferometr, jehoˇz hlavn´ımi souˇc´astmi jsou zdroj svˇetla, dˇeliˇc svazku, referenˇcn´ı zrcadlo a optick´a soustava zr- cadel a ˇcoˇcek. Svˇeteln´y paprsek z optick´eho zdroje je na dˇeliˇci svazku (napˇr. polopropustn´a destiˇcka) rozdˇelen na dva paprsky – referenˇcn´ı a mˇeˇric´ı (viz obr. 7.4). Referenˇcn´ı paprsek (1) se na dˇeliˇci odr´aˇz´ı k referenˇcn´ımu zrca- dlu (zn´am´a vzd´alenost), zat´ımco mˇeˇric´ı paprsek (2) dˇeliˇcem svazku proch´az´ı a pˇres optickou soustavu zrcadel a ˇcoˇcek dopad´a na zkoumanou tk´aˇn. Refe- renˇcn´ı i mˇeˇric´ı paprsky se po odrazu od referenˇcn´ıho zrcadla a tk´anˇe vrac´ı stejnou dr´ahou zpˇet k dˇeliˇci svazku, kde spolu interferuj´ı, a po pr˚uchodu dalˇs´ı optickou soustavou dopadaj´ı na detektor. V´ysledek interference je ´ umˇern´y dr´ahov´emu rozd´ılu ∆l mezi obˇema paprsky – doch´az´ı k zeslabov´an´ı nebo zesilov´an´ı intenzity detekovan´eho paprsku: 2 2 I = |E | + |E | + 2E E cos(2k∆l) (7.4) 1 2 1 2 Interferenˇcn´ı maxima nast´avaj´ı, pokud je dr´ahov´y rozd´ıl mezi paprsky roven celoˇc´ıseln´emu n´asobku vlnov´e d´elky λ z´aˇren´ı: ∆l = kλ, kde k je cel´e ˇc´ıslo. Interferenˇcn´ı minima naopak nast´avaj´ı, pokud je dr´ahov´y rozd´ıl mezi obˇema λ paprsky roven lich´emu n´asobku poloviny vlnov´e d´elky: ∆l = (2k + 1) . 2 Schopnost vzniku interference je nav´ıc d´ana vlastnostmi pouˇzit´eho svˇe- teln´eho z´aˇren´ı. U koherentn´ıho z´aˇren´ı, kter´e je charakteristick´e konstantn´ı frekvenc´ı (vlnovou d´elkou) a f´az´ı paprsk˚u, m˚uˇze interference vzniknout pˇri libovoln´em dr´ahov´em rozd´ılu ∆l dvou paprsk˚u. U n´ızkokoherentn´ıho z´aˇren´ı 1 Napˇr. pro odraz z´aˇren´ı od tk´aˇnov´ych struktur ve dvou r˚uzn´ych hloubk´ach vzd´alen´ych od sebe 10 µm (axi´aln´ı rozliˇsen´ı) je ˇcasov´e zpoˇzdˇen´ı svˇeteln´ych vln asi 30 · 10 −15 s.","KAPITOLA 7. LASERY 175 je koherence (stejn´a frekvence i f´aze paprsk˚u) omezena pouze na urˇcitou vzd´alenost (tzv. koherentn´ı d´elka). Interference u n´ızkokoherentn´ıho z´aˇren´ı potom m˚uˇze vzniknout pouze pˇri velikosti dr´ahov´eho rozd´ılu dvou paprsk˚u, kter´y je maxim´alnˇe roven pr´avˇe koherentn´ı d´elce z´aˇren´ı. Koherentn´ı d´elka z´aˇren´ı je ´umˇern´a pˇrevr´acen´e hodnotˇe ˇs´ıˇrky spektra zdroje z´aˇren´ı. Ide´alnˇe monochromatick´e svˇetlo (obsahuje jedinou vlnovou d´elku) m´a nekoneˇcnˇe velkou koherentn´ı d´elku, zat´ımco u ˇsirokospektr´aln´ıch zdroj˚u svˇetla je ko- herentn´ı d´elka velmi kr´atk´a. Typick´ym zdrojem vysokokoherentn´ıho z´aˇren´ı 4 jsou lasery (koherentn´ı d´elka cca 10 −2 aˇz 10 m). Aby bylo moˇzn´e metodou OCT dos´ahnout axi´aln´ıho (hloubkov´eho) rozliˇsen´ı v ˇr´adu mikrometr˚u, mus´ı b´yt pouˇzito n´ızkokoherentn´ı z´aˇren´ı, u kter´eho je schopnost interference ome- zena na pˇribliˇznˇe stejnou vzd´alenost (koherentn´ı d´elka ∼ µm). Jako zdroj z´aˇren´ı se proto u OCT obvykle pouˇz´ıvaj´ı supersv´ıtiv´e LED diody (ˇs´ıˇrka p´asma cca 20 nm okolo vlnov´e d´elky 820 nm) nebo lasery typu Ti:Al O 3 2 a Nd:sklo (ˇs´ıˇrka spektra cca 200 nm okolo vlnov´e d´elky 1050 nm). Obr´azek 7.5: Spatially encoded frequency domain OCT (SEFD OCT). Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Fd-oct.PNG.","KAPITOLA 7. LASERY 176 Detekce odraz˚u z´aˇren´ı z r˚uzn´ych hloubek tk´anˇe m˚uˇze b´yt v praxi zajiˇstˇena dvˇema odliˇsn´ymi zp˚usoby. Potom rozliˇsujeme optick´e koherentn´ı tomografy pracuj´ıc´ı v ˇcasov´e nebo frekvenˇcn´ı dom´enˇe: • TD OCT (Time Domain): Detekce odraz˚u z´aˇren´ı z r˚uzn´ych hloubek tk´anˇe je ˇr´ızena posunem referenˇcn´ıho zrcadla o vzd´alenost ∆z bˇehem skenov´an´ı (viz obr. 7.4). V´ysledkem je interferenˇcn´ı sign´al modulovan´y Gaussovou funkc´ı, kde amplituda Gaussovy funkce urˇcuje velikost od- razu paprsku od struktury tk´anˇe v hloubce z. Nev´yhodou techniky je dlouh´y ˇcas zobrazen´ı vzhledem k postupn´emu skenov´an´ı kaˇzd´e hloubky tk´anˇe (cca 512 A-sken˚u za sekundu). • FD OCT (Frequency Domain): Odrazy z´aˇren´ı z r˚uzn´ych hloubek tk´anˇe jsou detekov´any souˇcasnˇe jako interferenˇcn´ı spektrum, ze kter´eho lze odrazy z jednotliv´ych hloubek tk´anˇe vyhodnotit pomoc´ı Fourierovy transformace. Spektrum frekvenc´ı odraˇzen´ych paprsk˚u lze z´ıskat bud ’ postupnou zmˇenou spektra vyzaˇrov´an´ı zdroje v ˇcase, napˇr. pomoc´ı 2 laseru s laditelnou vlnovou d´elkou (tzv. TEFD OCT ), nebo za pomoci 3 difrakˇcn´ı mˇr´ıˇzky a line´arn´ıho pole fotodetektor˚u (tzv. SEFD OCT , viz obr. 7.5). Technika FD OCT m´a lepˇs´ı citlivost a je v´yraznˇe rychlejˇs´ı (aˇz 40 000 A-sken˚u za sekundu) neˇz TD OCT. V´ysledn´y OCT obraz je tedy tvoˇren na z´akladˇe velikosti odraz˚u a ˇcasov´e- ho zpoˇzdˇen´ı odraˇzen´ych svˇeteln´ych vln z r˚uzn´ych hloubek tk´anˇe. Z mnoha jednotliv´ych jednorozmˇern´ych A-sken˚u, kter´e zaznamen´avaj´ı m´ıru odrazu v z´avislosti na hloubce tk´anˇe (obdoba A-m´odu ultrazvuku), je nakonec se- staven dvourozmˇern´y pˇr´ıˇcn´y ˇrez tk´an´ı (obdoba B-m´odu ultrazvuku). Ze sou- boru pˇr´ıˇcn´ych ˇrez˚u lze nav´ıc rekonstruovat tak´e 3D obraz tk´anˇe. Tvar in- terferenˇcn´ıho sign´alu urˇcuje m´ısta odrazu mˇeˇric´ıho paprsku od zkouman´e tk´anˇe a popisuje strukturu tk´anˇe, zat´ımco velikost odrazu svˇetla na r˚uzn´ych struktur´ach tk´anˇe potom urˇcuje typ tk´anˇe. M´ısta s vyˇsˇs´ı odrazivost´ı jsou obvykle v obraze k´odov´ana jasn´ymi barvami (b´ıl´a, ˇcerven´a), tmav´e barvy (modr´a, ˇcern´a) naopak k´oduj´ı oblasti s n´ızkou m´ırou odrazu. Uk´azka OCT sn´ımk˚u je na obr´azc´ıch 7.6. 2 Time encoded frequency domain OCT 3 Spatially encoded frequency domain OCT","KAPITOLA 7. LASERY 177 (a) (b) Obr´azek 7.6: (a) OCT obraz sarkomu nebo svalov´eho tumoru. (b) OCT obraz s´ıtnice oka. Pˇrevzato z: http://en.wikipedia.org/wiki/ File:Nibib 030207 105309 sarcoma.jpg a File:Retina-OCT800.png. 7.4 Aplikace laser˚u v medic´ınˇe Kromˇe diagnostick´eho zobrazov´an´ı pomoc´ı optick´e koherentn´ı tomograﬁe (viz kapitola 7.3) se lasery v medic´ınˇe pouˇz´ıvaj´ı k zobrazov´an´ı jeˇstˇe napˇr. v podobˇe konfok´aln´ı skenovac´ı mikroskopie nebo konfok´aln´ıho skenovac´ıho oftalmoskopu. Mnohem ˇsirˇs´ı uplatnˇen´ı ovˇsem lasery nal´ezaj´ı jako terapeu- tick´e nebo chirurgick´e pom˚ucky. Rozhoduj´ıc´ı v´yznam pro konkr´etn´ı l´ekaˇrskou aplikaci maj´ı v´ykon, vl- nov´a d´elka a charakter z´aˇren´ı (kontinu´aln´ı nebo pulzn´ı reˇzim) pouˇzit´eho laserov´eho paprsku. Obecnˇe plat´ı, ˇze pro povrchov´e aplikace jsou vhodnˇejˇs´ı lasery s kratˇs´ı vlnovou d´elkou (ultraﬁalov´a a viditeln´ı oblast spektra), a pro aplikace ve vˇetˇs´ı hloubce lasery s delˇs´ı vlnovou d´elkou (infraˇcerven´a oblast spektra). Laserov´e z´aˇren´ı o n´ızk´em v´ykonu se projevuje biostimulaˇcn´ımi (zv´yˇsen´a synt´eza kolagenu, zv´yˇsen´e prokrven´ı a zrychlen´a regenerace tk´an´ı),","KAPITOLA 7. LASERY 178 analgetick´ymi (sn´ıˇzen´ı bolestivosti v d˚usledku zmˇeny bunˇeˇcn´eho metabo- lismu) a protiz´anˇetliv´ymi (d˚usledek aktivace a urychlen´e proliferace imunit- n´ıch bunˇek) ´uˇcinky. Tyto ´uˇcinky vˇsak vˇetˇsinou nejsou ovˇeˇreny v zaslepen´ych klinick´ych studi´ıch, a jsou alespoˇn zˇc´asti podm´ınˇen´e sp´ıˇse psychologicky. Lasery s vysok´ym v´ykonem (>500 mW) se v biologick´ych tk´an´ıch proje- 5 6 4 vuj´ı fotokoagulaˇcn´ımi a fotoablaˇcn´ımi ´uˇcinky, nebo vaporizac´ı . Pˇrenos laserov´eho paprsku se zajiˇst ’uje obvykle pomoc´ı optick´ych vl´aken (viz kapi- tola 6.2.2), a s pomoc´ı endoskop˚u (viz kapitola 6) lze laserem proniknout i do tˇeln´ıch dutin. • Chirurgie: Pouˇz´ıvaj´ı se lasery s vysok´ym v´ykonem, pomoc´ı kter´ych je moˇzn´e prov´adˇet r˚uzn´e chirurgick´e z´akroky (ˇrezy tk´an´ı, drcen´ı led- vinov´ych a ˇzluˇcov´ych kamen˚u, aj.). Pˇri pouˇzit´ı laseru jako ˇrezn´eho n´astroje vznik´a velmi ostr´y ohraniˇcen´y ˇrez, pˇri kter´em doch´az´ı k velmi rychl´e koagulaci okoln´ı tk´anˇe, a ˇrez proto prakticky nekrv´ac´ı. Velkou v´yhodou laserov´eho paprsku je jeho sterilita, bezkontaktnost a tak´e v´yborn´a moˇznost fokusace laserov´eho svazku na velmi malou plochu. • Oftalmologie: V oˇcn´ım l´ekaˇrstv´ı se laserov´e z´aˇren´ı pouˇz´ıv´a ke korekci 7 9 8 refrakˇcn´ıch vad oka (napˇr. metody PRK , LASIK nebo LASEK ), fotokoagulaci loˇzisek na s´ıtnici, l´eˇcbˇe odchl´ıpen´ı s´ıtnice nebo l´eˇcbˇe ze- len´eho z´akalu oka. • Stomatologie: V zubn´ım l´ekaˇrstv´ı se velmi v´ykonn´e lasery pouˇz´ıvaj´ı jako n´ahrada za zubn´ı vrtaˇcky pro pˇresnou a ˇsetrnou preparaci zubn´ı skloviny a dentinu. Tato metoda je m´enˇe bolestiv´a vzhledem k nulov´ym vibrac´ım ve srovn´an´ı s mechanick´ym vrt´an´ım. • Dermatologie: V koˇzn´ım l´ekaˇrstv´ı se lasery pouˇz´ıvaj´ı k pˇresn´emu a ˇsetrn´emu odstranˇen´ı neˇz´adouc´ı tk´anˇe (napˇr. bradavic, barevn´ych skvrn, mateˇrsk´ych znam´enek nebo tetov´an´ı), l´eˇcbˇe akn´e, odstranˇen´ı vr´asek, depilaci nebo urychlen´ı hojen´ı ran a jizev. 4 Fotokoagulace = destrukce tk´anˇe teplem po dopadu z´aˇren´ı (napˇr. denaturace b´ılkovin). 5 Fotoablace = destrukce tk´anˇe ˇstˇepen´ım chemick´ych vazeb pomoc´ı z´aˇren´ı. 6 Vaporizace = odstranˇen´ı tk´anˇe odpaˇren´ım. 7 PRK (z angl. Photorefractive keratectomy) 8 LASIK (z angl. Laser-Assisted in situ Keratomileusis) 9 LASEK (z angl. Laser Epithelial Keratomileusis)","Kapitola 8 Bezkontaktn´ı termograﬁck´e syst´emy Termograﬁe je neinvazivn´ı zobrazovac´ı l´ekaˇrsk´a metoda, kter´a zaznamen´av´a rozloˇzen´ı teploty na povrchu lidsk´eho tˇela. Metoda je zaloˇzena na poznatku, ˇze mnoho patologick´ych proces˚u v organismu je spojeno s celkovou nebo lok´aln´ı zmˇenou teploty tˇela. Kromˇe medic´ınsk´ych aplikac´ı se termograﬁck´a mˇeˇren´ı ˇsiroce uplatˇnuj´ı tak´e v mnoha jin´ych oborech od pr˚umyslu, energe- tiky a stavebnictv´ı, aˇz po v´yzkum ˇzivotn´ıho prostˇred´ı, Zemˇe a vesm´ıru. Mˇeˇren´ı povrchov´ych teplotn´ıch pol´ı lze prov´adˇet kontaktn´ım i bezkon- taktn´ım zp˚usobem. Kontaktn´ı mˇeˇren´ı prostˇrednictv´ım speci´aln´ıch n´alepek, f´oli´ı nebo n´atˇer˚u, zaloˇzen´e zpravidla na termooptick´ych vlastnostech kapaln´ych krystal˚u, kter´e mˇen´ı pˇri zmˇenˇe teploty svou barvu, je jiˇz v dneˇsn´ı dobˇe pˇrekonan´e. Sou- ˇcasn´ym trendem pro termograﬁck´a mˇeˇren´ı jsou termovizn´ı syst´emy (termo- vize, termokamery), kter´e mˇeˇr´ı teplotu povrch˚u bezkontaktn´ım zp˚usobem. Teplota je v takov´em pˇr´ıpadˇe mˇeˇrena prostˇrednictv´ım detekce tepeln´eho z´aˇren´ı, jehoˇz zdrojem jsou vˇsechny objekty s teplotou vyˇsˇs´ı neˇz 0 K. Pˇri bˇeˇzn´ych teplot´ach spad´a maximum vyzaˇrov´an´ı tepeln´e energie tˇeles do in- fraˇcerven´e oblasti spektra elektromagnetick´eho z´aˇren´ı (viz kapitola 7.1) s vl- novou d´elkou pˇribliˇznˇe od 8 do 12 µm. Za poˇc´atek termograﬁe lze povaˇzovat rok 1800, kdy F. W. Herschel pˇri pokusech s mˇeˇren´ım teploty jednotliv´ych barevn´ych sloˇzek viditeln´eho svˇetla objevuje okem neviditeln´e infraˇcerven´e z´aˇren´ı, kter´e je siln´ym zdro- jem tepeln´e energie. V roce 1830 M. Melloni zjiˇst ’uje, ˇze krystaly kamenn´e soli jsou vhodn´ym materi´alem pro v´yrobu optick´ych ˇcoˇcek a hranol˚u, kter´e na rozd´ıl od jin´ych materi´al˚u propouˇstˇej´ı infraˇcerven´e z´aˇren´ı. Pouˇz´ıv´an´ı 179","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 180 optiky z krystal˚u kamenn´e soli potom trvalo prakticky aˇz do roku 1930, kdy byla zvl´adnuta technika v´yroby syntetick´ych krystal˚u. John Herschel, syn F. W. Herschela, zaznamen´av´a v roce 1840 prvn´ı tepeln´y obraz – termo- gram. V´ysledku dos´ahl na z´akladˇe odpaˇrov´an´ı tenk´e vrstvy oleje vystaven´e tepeln´emu z´aˇren´ı. Tepeln´y obraz mohl spatˇrit d´ıky odrazu a interferenci vi- diteln´e svˇetla na t´eto olejov´e vrstvˇe. Dalˇs´ım d˚uleˇzit´ym miln´ıkem byla kon- strukce prvn´ıho bolometrick´eho detektoru S. P. Langleyem v roce 1880. Prvn´ı patent v oblasti radiaˇcn´ı termometrie se objevil v roce 1901. V tomto zaˇr´ızen´ı byl pouˇzit termoelektrick´y detektor infraˇcerven´eho z´aˇren´ı. Prvn´ı komerˇcnˇe dostupn´e radiaˇcn´ı termometry se vˇsak objevily aˇz v roce 1931. 8.1 Pˇrenos tepla Povrchov´a teplota tˇela je velmi ˇcasto ovlivnˇena nejen zdroji tepla uloˇzen´ymi pod povrchem tˇela, ale tak´e okoln´ım prostˇred´ım. K pˇrenosu tepla (pˇrij´ım´an´ı a odevzd´av´an´ı) doch´az´ı zpravidla tˇremi hlavn´ımi zp˚usoby: • Veden´ım (kondukc´ı): K pˇrenosu tepla doch´az´ı vz´ajemn´ymi sr´aˇzkami atom˚u a molekul l´atky. Pˇrenos tepla veden´ım je nejv´yraznˇejˇs´ı v pevn´ych l´atk´ach, naopak plynn´e l´atky vedou teplo nejh˚uˇr. Ve vakuu je potom veden´ı tepla zcela vylouˇceno. Veden´ı tepla mohou zv´yˇsit napˇr. voln´e elektrony nebo ionty v tekutin´ach. M´ıru pˇrenosu tepla veden´ım popi- suje l´atkov´a veliˇcina – tzv. tepeln´a vodivost. • Proudˇen´ım (konvenc´ı): Pˇrenos tepla proudˇen´ım je zp˚usoben vlastn´ım pohybem l´atky. Tento zp˚usob veden´ı tepla pozorujeme v´yhradnˇe u ka- palin a plyn˚u. V organismu je teplo pˇren´aˇseno proudˇen´ım krve c´evn´ım syst´emem. Z okoln´ıch vliv˚u stoj´ı za zm´ınku pˇrenos tepla pˇri vystaven´ı tˇela vˇetru nebo pˇri plav´an´ı a pohybu ve vodˇe. • Z´aˇren´ım (radiac´ı): Kaˇzd´y objekt, kter´y m´a teplotu vyˇsˇs´ı neˇz 0 K emi- tuje fotony elektromagnetick´eho z´aˇren´ı, kter´e maj´ı energii popsanou rovnic´ı 7.2. Energie foton˚u se potom m˚uˇze transformovat v teplo pˇri absorpci foton˚u l´atkou.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 181 8.2 Fyzik´aln´ı z´akony vyzaˇrov´an´ı Funkci termograﬁck´ych syst´em˚u popisuje nˇekolik d˚uleˇzit´ych fyzik´aln´ıch z´akon˚u vyzaˇrov´an´ı energie: Planck˚uv vyzaˇrovac´ı z´akon, Wien˚uv posunovac´ı z´akon, Stefan˚uv-Boltzmann˚uv z´akon nebo 1. a 2. Kirchhoﬀ˚uv z´akon. 8.2.1 Planck˚uv vyzaˇrovac´ı z´akon Planck˚uv vyzaˇrovac´ı z´akon ˇr´ık´a, ˇze z´aˇren´ı o frekvenci f m˚uˇze b´yt vyzaˇrov´ano nebo pohlcov´ano pouze po kvantech o energii E = hf (viz rovnice 7.2). Na z´akladˇe t´eto formulace n´aslednˇe Max Planck odvodil vztah pro spektr´aln´ı 1 hustotu z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa E (λ, T) jako funkci vlnov´e 0 d´elky z´aˇren´ı λ a termodynamick´e teploty zdroje z´aˇren´ı T: 2 −5 2hc λ E (λ, T) = (8.1) 0 exp hc − 1 λTk Kde: −1 8 c : rychlost svˇetla ve vakuu (c = 3 · 10 m·s ) h : Planckova konstanta (h = 6, 63 · 10 −34 J·s) −1 k : Boltzmannova konstanta (k = 1, 38 · 10 −23 J·K ) Graﬁck´a z´avislost Planckova vyzaˇrovac´ıho z´akona je uvedena na obr´azku 8.1. Na obr´azku jsou vykresleny z´avislosti spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku do- konale ˇcern´eho tˇelesa na vlnov´e d´elce z´aˇren´ı, a to pro r˚uzn´e termodynamick´e teploty zdroje z´aˇren´ı. Z obr´azku jasnˇe vypl´yv´a, ˇze se zvˇetˇsuj´ıc´ı se teplotou zdroje z´aˇren´ı se zvˇetˇsuje spektr´aln´ı hustota z´aˇriv´eho toku, ale tak´e doch´az´ı k posunu maxim´aln´ı hodnoty spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku ke kratˇs´ım vlnov´ym d´elk´am. Tento posun popisuje Wien˚uv posunovac´ı z´akon (viz ka- pitola 8.2.2). 1 Dokonale ˇcern´e tˇeleso je ide´aln´ı tˇeleso pohlcuj´ıc´ı veˇsker´e z´aˇren´ı vˇsech vlnov´ych d´elek, kter´e dopad´a na jeho povrch. Je-li dokonale ˇcern´e tˇeleso pˇri konstantn´ı teplotˇe v termodynamick´e rovnov´aze se sv´ym okol´ım, potom mus´ı veˇskerou energii z´ıskanou absorpc´ı z´aˇren´ı zpˇetnˇe emitovat. Dokonale ˇcern´e tˇeleso je tedy souˇcasnˇe ide´aln´ım z´aˇriˇcem.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 182 Obr´azek 8.1: Graf spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa E 0 (λ, T) v z´avislosti na vlnov´e d´elce z´aˇren´ı λ a termodynamick´e teplotˇe T z´aˇriˇce (tzv. Planck˚uv vyzaˇrovac´ı z´akon). Se svolen´ım autora pˇrevzato z: http://ottp.fme.vutbr.cz/users/ pavelek/optika/0202.htm. 8.2.2 Wien˚uv posunovac´ı z´akon Wien˚uv posunovac´ı z´akon ˇr´ık´a, ˇze s rostouc´ı teplotou zdroje z´aˇren´ı se po- souv´a maxim´aln´ı hodnota spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku λ max ke kratˇs´ım vlnov´ym d´elk´am. Matematicky lze z´akon popsat vztahem: b λ max = , (8.2) T kde b = 2, 8978 mm · K je Wienova konstanta. Wien˚uv posunovac´ı z´akon je odvozen z Planckova vyzaˇrovac´ıho z´akona (viz kapitola 8.2.1). Z´ısk´a se jako derivace spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa E (λ, T) podle vlnov´e d´elky λ, kterou poloˇz´ıme o rovnu nule. V´ysledkem Wienova posunovac´ıho z´akona je funkce, kter´a popi- suje pr˚ubˇeh maxim spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa v z´avislosti na termodynamick´e teplotˇe zdroje z´aˇren´ı (viz obr´azek 8.2).","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 183 Obr´azek 8.2: Graf pr˚ubˇehu maxim spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa E 0,max v z´avislosti na termodynamick´e teplotˇe T zdroje z´aˇren´ı (tzv. Wien˚uv posuno- vac´ı z´akon). Se svolen´ım autora pˇrevzato z: http://ottp.fme.vutbr.cz/users/pavelek/ optika/0203.htm. 8.2.3 Stefan˚uv-Boltzmann˚uv z´akon Stefan˚uv-Boltzmann˚uv z´akon ˇr´ık´a, ˇze kaˇzd´e tˇeleso, kter´e m´a teplotu vyˇsˇs´ı neˇz 0 K emituje elektromagnetick´e z´aˇren´ı. Hustota z´aˇriv´eho toku takto emi- tovan´eho z´aˇren´ı je pˇritom ´umˇern´a ˇctvrt´e mocninˇe termodynamick´e teploty zdroje z´aˇren´ı. Matematickou formulaci Stefanova-Boltzmannova z´akona lze z´ıskat integrac´ı spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa E (λ, T), viz rovnice 8.1, pˇres cel´y rozsah vlnov´ych d´elek λ, za konstantn´ı o teploty T. Pro hustotu z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa E potom 0 dost´av´ame vztah: 4 E = · σ · T , (8.3) 0 0 −2 2 kde je emisivita z´aˇriˇce a σ = 5, 6697 · 10 −8 W·m ·K −4 je Stefanova- 0 Boltzmannova konstanta. 2 Emisivita (pˇr´ıp. pomˇern´a z´aˇrivost) vyjadˇruje schopnost z´aˇriˇce vyzaˇrovat. Deﬁnuje se jako pomˇer inten- zity vyzaˇrov´an´ı re´aln´eho tˇelesa k intenzitˇe vyzaˇrov´an´ı dokonale ˇcern´eho tˇelesa. Dokonal´e z´aˇriˇce (dokonale ˇcern´a tˇelesa) maj´ı = 1, pro nedokonal´e z´aˇriˇce (tzv. ˇsed´a tˇelesa) plat´ı 0 < < 1 a absolutnˇe nedokonal´e z´aˇriˇce (tzv. b´ıl´a tˇelesa) maj´ı = 0.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 184 Hustotu z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa lze graﬁcky zn´azornit jako plochu pod kˇrivkou spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa v z´avislosti na vlnov´e d´elce z´aˇren´ı a pˇri konstantn´ı teplotˇe zdroje z´aˇren´ı (viz obr´azek 8.3). Obr´azek 8.3: Hustota z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa jako plocha pod kˇrivkou spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa v z´avislosti na vlnov´e d´elce z´aˇren´ı λ a pˇri konstantn´ı teplotˇe T zdroje z´aˇren´ı (tzv. Stefan˚uv-Boltzmann˚uv z´akon). Se svolen´ım autora pˇrevzato z: http://ottp.fme.vutbr.cz/users/pavelek/optika/0204.htm. 8.2.4 Kirchhoﬀovy z´akony Pˇri dopadu z´aˇren´ı na povrch tˇelesa m˚uˇze doj´ıt k odrazu, absorpci nebo pr˚uchodu z´aˇren´ı tˇelesem. Energetickou rovnov´ahu popisuje rovnice: E r E a E t E = E + E + E , resp. 1 = + + , (8.4) a t r E E E kde E je hustota z´aˇriv´eho toku dopadaj´ıc´ıho z´aˇren´ı, E je hustota z´aˇriv´eho r toku odraˇzen´eho z´aˇren´ı, E je hustota z´aˇriv´eho toku absorbovan´eho z´aˇren´ı a a E je hustota z´aˇriv´eho toku z´aˇren´ı proˇsl´eho tˇelesem. t","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 185 Nahrad´ıme-li v rovnici 8.4 pomˇer hustoty z´aˇriv´eho toku odraˇzen´eho a do- padaj´ıc´ıho z´aˇren´ı reﬂaktanc´ı r, pomˇer hustoty z´aˇriv´eho toku absorbovan´eho a dopadaj´ıc´ıho z´aˇren´ı absorptanc´ı a a pomˇer hustoty z´aˇriv´eho toku proˇsl´eho a dopadaj´ıc´ıho z´aˇren´ı transmitanc´ı t, dostaneme matematickou formulaci 1. Kirchhoﬀova z´akona (nezamˇeˇnovat s Kirchhoﬀov´ymi z´akony pro elek- trick´e obvody) ve tvaru: 1 = r + a + t (8.5) Rovnice 8.5 je zvl´aˇstn´ı formulac´ı z´akona zachov´an´ı energie. Velikost reﬂek- tance, absorptance a transmitance z´avis´ı na typu a stavu tˇelesa a na jakosti jeho povrchu. V extr´emn´ıch pˇr´ıpadech rozliˇsujeme tˇelesa, kter´a: • veˇsker´e z´aˇren´ı odr´aˇzej´ı (tzv. dokonale b´ıl´a tˇelesa): r = 1 • veˇsker´e z´aˇren´ı pohlcuj´ı (tzv. dokonale ˇcern´a tˇelesa): a = 1 • veˇsker´e z´aˇren´ı propouˇstˇej´ı (tzv. dokonale transparentn´ı tˇelesa): t = 1 2. Kirchhoﬀ˚uv z´akon ˇr´ık´a, ˇze v tepeln´e rovnov´aze je tˇeleso tak dokonal´ym z´aˇriˇcem, jak dok´aˇze z´aˇren´ı pohlcovat. Emisivita (pomˇern´a z´aˇrivost) po- vrchu tˇelesa je potom rovna absorptanci a (pomˇern´e pohltivosti) tˇelesa: = a (8.6) Jin´a formulace 2. Kirchhoﬀova z´akona ˇr´ık´a, ˇze pomˇer intenzity vyzaˇrov´an´ı a pohltivosti z´avis´ı pouze na vlnov´e d´elce z´aˇren´ı a termodynamick´e teplotˇe tˇelesa, a nez´avis´ı na jakosti povrchu tˇelesa. V´ysledkem je, ˇze tˇeleso nejsilnˇeji absorbuje pr´avˇe ty vlnov´e d´elky z´aˇren´ı, kter´e nejsilnˇeji vyzaˇruje. 8.3 Spektrum z´aˇren´ı re´aln´ych zdroj˚u Spektrum z´aˇren´ı re´aln´ych zdroj˚u se m˚uˇze od spektra z´aˇren´ı ide´aln´ıho doko- nale ˇcern´eho tˇelesa velmi odliˇsovat. Grafy vyzaˇrovan´ych spekter pro r˚uzn´e zdroje z´aˇren´ı jsou pro srovn´an´ı na obr´azku 8.4. Spektrum z´aˇren´ı ˇsed´ych tˇeles se od spektra z´aˇren´ı dokonale ˇcern´eho tˇelesa, pˇri stejn´e termodynamick´e teplotˇe T, odliˇsuje sn´ıˇzen´ım spektr´aln´ı","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 186 Obr´azek 8.4: Z´avislost spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku r˚uzn´ych zdroj˚u z´aˇren´ı na vlnov´e d´elce z´aˇren´ı. Se svolen´ım autora pˇrevzato z: http://ottp.fme.vutbr.cz/users/pavelek/ optika/0205.htm. hustoty z´aˇriv´eho toku na vˇsech vlnov´ych d´elk´ach z´aˇren´ı, coˇz je d´ano menˇs´ı emisivitou ˇsed´ych tˇeles ( < 1) neˇz je emisivita dokonale ˇcern´eho tˇelesa ( = 1). Maximum spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku je potom u ide´aln´ıch ˇsed´ych tˇeles na stejn´e vlnov´e d´elce jako maximum u dokonale ˇcern´eho tˇelesa. Spektr´aln´ı hustota z´aˇriv´eho toku re´aln´ych zdroj˚u v z´avislosti na vlnov´e d´elce je znaˇcnˇe promˇenn´a, a obvykle vykazuje mnoho lok´aln´ıch extr´em˚u. Z´aˇren´ı re´aln´eho zdroje lze ve vˇetˇsinˇe pˇr´ıpad˚u pˇribliˇznˇe aproximovat z´avis- lost´ı spektr´aln´ı hustoty z´aˇriv´eho toku ˇsed´eho tˇelesa. V praxi se lze bˇeˇznˇe setkat tak´e s tzv. selektivn´ımi zdroji z´aˇren´ı, kter´e nevyzaˇruj´ı v cel´em spek- tru vlnov´ych d´elek, ale emituj´ı pouze urˇc´ıt´a p´asma vlnov´ych d´elek nebo jednotliv´e vlnov´e d´elky (napˇr. lasery, viz kapitola 7). 8.4 Proces zobrazen´ı termovizn´ım syst´emem Z´aznam termovizn´ıho obrazu je ve sv´e podstatˇe analogick´y se z´aznamem obrazu pomoc´ı jin´ych optick´ych zobrazovac´ıch metod nebo lidsk´eho oka. Obecn´e sch´ema procesu zobrazen´ı termovizn´ım syst´emem je na obr´azku 8.5.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 187 Obr´azek 8.5: Obecn´e sch´ema procesu zobrazen´ı termovizn´ım syst´emem. Teplo vyzaˇrovan´e povrchem objektu ve formˇe infraˇcerven´eho z´aˇren´ı je op- tick´ym syst´emem soustˇredˇeno na speci´aln´ı obrazov´y detektor, kter´y trans- formuje energii z´aˇren´ı na elektrick´y sign´al vhodn´y pro dalˇs´ı zpracov´an´ı a sestaven´ı v´ysledn´eho obrazu. Pˇri hodnocen´ı termograﬁck´ych sn´ımk˚u je potom d˚uleˇzit´e pamatovat na skuteˇcnost, ˇze je v´ysledn´y obraz tvoˇren nejen tokem infraˇcerven´eho z´aˇren´ı z povrchu mˇeˇren´eho objektu, ale tak´e tokem infraˇcerven´eho z´aˇren´ı od pozad´ı a jin´ych vnˇejˇs´ıch zdroj˚u tepeln´eho z´aˇren´ı (viz obr´azek 8.5). V´ysledek je silnˇe ovlivnˇen tak´e ˇradou dalˇs´ıch vnitˇrn´ıch i vnˇejˇs´ıch faktor˚u. Pro spr´avn´e stanoven´ı teploty je d˚uleˇzit´e zn´at emisivitu mˇeˇren´eho objetu. V´yrazn´y vliv na podobu v´ysledn´eho obrazu m´a tak´e tep- lota a transparentnost atmosf´ery mezi objektem a mˇeˇric´ım syst´emem nebo ochlazov´an´ı povrchu objektu (napˇr. proudˇen´ım vzduchu). V´ysledn´y termovizn´ı obraz (termogram) m˚uˇze b´yt ˇcernob´ıl´y nebo ba- revn´y. V ˇcernob´ıl´ych termogramech jsou teplejˇs´ı oblasti obvykle k´odov´any svˇetlou aˇz b´ılou barvou a chladnˇejˇs´ı oblasti tmavˇe ˇsedou aˇz ˇcernou bar- vou. U barevn´ych termogram˚u si m˚uˇze uˇzivatel zpravidla zvolit z nˇekolika barevn´ych palet, kter´e k´oduj´ı jednotliv´e teploty v obraze urˇcitou barvou. Souˇc´ast´ı kaˇzd´eho termogramu je barevn´a stupnice, kter´a umoˇzˇnuje identi- ﬁkaci konkr´etn´ıch teplot v obraze. Konstrukci termovizn´ıho syst´emu tvoˇr´ı tˇri hlavn´ı ˇc´asti: optick´y syst´em, detektor obrazu a elektronika pro zpracov´an´ı sign´al˚u, prezentaci obrazu a ovl´ad´an´ı syst´emu. Blokov´e sch´ema termovizn´ıho syst´emu je na obr´azku 8.6.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 188 Obr´azek 8.6: Obecn´e blokov´e sch´ema termovizn´ıho syst´emu. Mezi z´akladn´ı vlastnosti termovizn´ıch syst´em˚u patˇr´ı: • Teplotn´ı rozsah: Ud´av´a, jakou nejniˇzˇs´ı a nejvyˇsˇs´ı teplotu je termovizn´ı syst´em schopen zmˇeˇrit. Souˇcasn´e termovizn´ı syst´emy mohou pracovat ◦ v rozsahu teplot pˇribliˇznˇe od -40 aˇz do +3000 C. • Spektr´aln´ı citlivost: Je rozsah vlnov´ych d´elek z´aˇren´ı, kter´e je termo- vizn´ı syst´em schopen detekovat. Vˇetˇsina termovizn´ıch syst´em˚u pracuje v p´asmu vlnov´ych d´elek od 8 do 14 µm. Nˇekter´e syst´emy vˇsak mo- hou pracovat i v jin´ych p´asmech vlnov´ych d´elek (napˇr. 2 aˇz 5,5 µm). Pro mˇeˇren´ı vyˇsˇs´ıch teplot jsou obecnˇe lepˇs´ı kratˇs´ı vlnov´e d´elky a pro mˇeˇren´ı niˇzˇs´ıch teplot jsou naopak vhodnˇejˇs´ı delˇs´ı vlnov´e d´elky. V praxi je spektr´aln´ı citlivost termovizn´ıch syst´em˚u urˇcena hlavnˇe transpa- renc´ı atmosf´ery, coˇz je schopnost atmosf´ery propouˇstˇet pouze urˇcit´e ´ vlnov´e d´elky z´aˇren´ı (tzv. spektr´aln´ı okna atmosf´ery). Utlum vlnov´ych d´elek, kter´e atmosf´erou neproch´azej´ı, zp˚usobuj´ı pˇredevˇs´ım molekuly vody, oxidu uhliˇcit´eho a kysl´ıku obsaˇzen´e v atmosf´eˇre. • Pˇresnost stanoven´ı teploty: Urˇcuje pˇresnost namˇeˇren´e teploty. Pˇresnost ◦ mˇeˇren´ı bˇeˇzn´ych termokamer je typicky ±2 C nebo ±2 % z namˇeˇren´e hodnoty, nejlepˇs´ı termokamery vˇsak mohou dos´ahnout pˇresnosti mˇeˇren´ı ◦ aˇz ±1 C nebo ±1 %. • Teplotn´ı citlivost: Vyjadˇruje se pomoc´ı parametru NETD (z angl. No- ise Equivalent Temperature Diﬀerence), neboli nejmenˇs´ı rozd´ıl teplot, kter´y vyvol´a sign´al vˇetˇs´ı, neˇz je vlastn´ı ˇsum detektoru. Parametr NETD se uv´ad´ı ve stupn´ıch Celsia nebo v Kelvinech a urˇcuje, jak´y nejmenˇs´ı","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 189 teplotn´ı rozd´ıl je na povrchu ˇcern´eho tˇelesa termokamera schopna de- tekovat. Teplotn´ı citlivost se pohybuje typicky od 100 mK u bˇeˇzn´ych termokamer, aˇz do 10 mK u nejlepˇs´ıch termokamer. Horˇs´ı teplotn´ı cit- livost se ve v´ysledn´em obraze projevuje v´yrazn´ym ˇsumem. • Rozliˇsen´ı obrazov´eho detektoru: Je d´ano poˇctem jednotliv´ych detek- tor˚u, kter´e tvoˇr´ı obrazov´y sn´ımaˇc. Poˇcet tˇechto detektor˚u odpov´ıd´a poˇctu obrazov´ych bod˚u (pixel˚u) ve v´ysledn´em obraze. U souˇcasn´ych termovizn´ıch syst´em˚u se lze nejˇcastˇeji setkat s rozliˇsen´ım detektoru 60×60, 80×80, 120×120, 160×120, 240×180, 320×240, 640×480 nebo 1024×768. V´yjimkou ovˇsem nejsou ani jin´a rozliˇsen´ı. 8.4.1 Optick´y syst´em Optick´y syst´em termovizn´ıho zaˇr´ızen´ı mus´ı b´yt ze speci´aln´ıho materi´alu, kter´y je propustn´y pro infraˇcerven´e z´aˇren´ı v poˇzadovan´em rozsahu vlnov´ych d´elek. V souˇcasnosti se pro optiku termokamer pouˇz´ıvaj´ı nejˇcastˇeji ˇcoˇcky vyroben´e z germania (Ge), pˇr´ıp. selenidu zinku (ZnSe) nebo sulﬁdu zinku (ZnS). Protoˇze se tyto speci´aln´ı ˇcoˇcky liˇs´ı od klasick´ych ˇcoˇcek pouze jin´ym materi´alem, plat´ı pro nˇe klasick´e z´akony optiky. Na povrchu ˇcoˇcky b´yv´a nanesena vrstva antireﬂexn´ıho materi´alu, kter´y zabraˇnuje neˇz´adouc´ım od- raz˚um infraˇcerven´eho z´aˇren´ı na povrchu ˇcoˇcky a zvyˇsuje propustnost ˇcoˇcky pro infraˇcerven´e z´aˇren´ı i na v´ıce neˇz 90 %. Souˇc´ast´ı optick´eho syst´emu jsou tak´e clony a selektivn´ı a neselektivn´ı ﬁltry. Clony maj´ı za ´ukol regulovat velikost z´aˇriv´eho toku, kter´y dopad´a na obrazov´y detektor a zabraˇnuj´ı tak nadmˇern´emu oz´aˇren´ı sn´ımaˇce. Nese- lektivn´ı ﬁltry (tzv. ˇsed´e ﬁltry) slouˇz´ı k zeslaben´ı z´aˇriv´eho toku dopadaj´ıc´ıho na detektor o konstantn´ı ´utlumov´y faktor, kter´y je d´an stupnˇem ˇsedosti ﬁl- tru. Jsou vhodn´e tak´e pro hrub´y v´ybˇer zobrazovan´eho teplotn´ıho intervalu ve v´ysledn´em obraze. Selektivn´ı ﬁltry potlaˇcuj´ı nevhodn´e vlnov´e d´elky do- padaj´ıc´ıho z´aˇren´ı a k detektoru propouˇstˇej´ı jen uˇziteˇcn´e vlnov´e d´elky z´aˇren´ı. 8.4.2 Detektory obrazu Obrazov´e detektory pˇrev´adˇej´ı energii dopadaj´ıc´ıho infraˇcerven´eho z´aˇren´ı na elektrick´y sign´al, ze kter´eho je po zpracov´an´ı sestaven v´ysledn´y obraz","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 190 povrchov´e teploty sn´ıman´e sc´eny – termogram. Detektory infraˇcerven´eho z´aˇren´ı rozliˇsujeme dvoj´ıho typu: tepeln´e detektory (bolometry) a fotonov´e detektory. • Tepeln´e detektory (bolometry): Pracuj´ı na principu pyroelektrick´eho 3 jevu . Podstatou funkce bolometrick´ych detektor˚u je zmˇena elektric- k´ych vlastnost´ı materi´alu detektoru (typicky elektrick´eho odporu) pˇri zmˇenˇe teploty (zahˇr´at´ı detektoru), kter´a je ´umˇern´a mnoˇzstv´ı energie infraˇcerven´eho z´aˇren´ı pohlcen´e detektorem. Pro zv´yˇsen´ı ´uˇcinnosti ab- sorpce tepeln´e energie b´yv´a povrch detektor˚u naˇcernˇen. Tepeln´e de- tektory jsou neselektivn´ı, citliv´e na ˇsirok´y rozsah vlnov´ych d´elek te- peln´eho z´aˇren´ı. Pro z´aznam obrazu se pouˇz´ıvaj´ı tzv. mikrobolomet- rick´a pole, tvoˇren´a dvourozmˇernou matic´ı velk´eho poˇctu jednotliv´ych bolometr˚u o velmi mal´e velikosti. Jednotliv´e detekˇcn´ı buˇnky sn´ımaˇce mus´ı b´yt striktnˇe oddˇeleny, aby se neovlivˇnovaly navz´ajem. D˚uleˇzit´a je tak´e dobr´a tepeln´a izolace cel´eho sn´ımaˇce od vnˇejˇs´ıho okol´ı, aby nebyla v´ysledn´a namˇeˇren´a teplota ovlivnˇena jin´ymi vlivy. Detektory nevyˇzaduj´ı chlazen´ı a mohou pracovat pˇri bˇeˇzn´e pokojov´e teplotˇe. Tepeln´e detektory jsou nejˇcastˇeji tvoˇreny oxidy vanadu (VO ) nebo x amorfn´ım kˇrem´ıkem. V souˇcasnosti jsou bolometrick´e detektory nej- pouˇz´ıvanˇejˇs´ım typem detektoru infraˇcerven´eho z´aˇren´ı. Jejich jedno- znaˇcnou v´yhodou je pˇr´ızniv´a cena, nev´yhodou je potom ˇs´ıˇrka dete- kovan´eho spektra z´aˇren´ı a niˇzˇs´ı teplotn´ı citlivost cca do 30 mK. • Fotonov´e detektory: Pracuj´ı na principu fotoelektrick´eho jevu a jsou schopn´e detekovat jednotliv´e fotony infraˇcerven´eho z´aˇren´ı. Fotonov´e detektory jsou selektivn´ı, citliv´e pouze na ´uzk´y rozsah vlnov´ych d´elek tepeln´eho z´aˇren´ı. Detekovan´e spektrum z´aˇren´ı je d´ano materi´alem, ze kter´eho je detektor vyroben. Typick´ym materi´alem jsou polovodiˇce zaloˇzen´e na kvantov´ych teˇck´ach: napˇr. InSb, InAs, InGaAs, HgCdTe, PbS, PbSe nebo PbTe. Pro spr´avnou funkci a potlaˇcen´ı tepeln´eho ˇsumu vyˇzaduj´ı fotonov´e detektory ´uˇcinn´e chlazen´ı – napˇr. tekut´ym dus´ıkem (77 K) nebo h´eliem (4 K). Fotonov´e detektory maj´ı v´ybornou teplotn´ı citlivost (aˇz 10 mK), ale jejich nev´yhodou je vysok´a cena. 3 Pyroelektrick´y jev popisuje schopnost materi´alu generovat doˇcasn´y elektrick´y potenci´al pˇri zmˇenˇe jeho teploty.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 191 8.5 Aplikace termovizn´ıch syst´em˚u v medic´ınˇe Fyziologick´a teplota lidsk´eho tˇela je velmi speciﬁck´a, ale lidsk´y organismus ◦ ji dok´aˇze velmi dobˇre udrˇzovat na konstantn´ı hodnotˇe pˇribliˇznˇe 36,5 C, ˇr´ızen´ım pod´ılu mezi tvorbou tepla v organismu a v´ydejem tepla do okol´ı. K regulaci tvorby a v´ydeje tepla vyuˇz´ıv´a organismu jednak fyzik´aln´ıch princip˚u pˇrenosu tepla veden´ım, proudˇen´ım a z´aˇren´ım (viz kapitola 8.1), ale tak´e fyziologick´ych princip˚u jako pocen´ı, vazodilace a vazokonstrikce c´ev nebo chladov´y tˇres. Fyziologicky mohou tˇelesnou teplotu ovlivˇnovat napˇr. tak´e biologick´e rytmy v organismu. Zdrojem tepla v organismu jsou v´yhradnˇe exotermick´e biochemick´e reakce pˇri metabolick´e aktivitˇe bunˇek a svalov´e ˇcinnosti. Zv´yˇsen´a metabolick´a aktivita bunˇek, projevuj´ıc´ı se lok´aln´ım zv´yˇsen´ım teploty, m˚uˇze b´yt fyziologick´a (napˇr. v j´atrech), ale m˚uˇze b´yt tak´e patologick´ym projevem nˇekter´ych zdrovotn´ıch komplikac´ı (napˇr. z´anˇety, n´adorov´e bujen´ı, metabolick´e poruchy, aj.). Sn´ıˇzen´ı teploty m˚uˇze b´yt naopak patologick´ym projevem zhorˇsen´eho prokrven´ı urˇcit´ych tk´an´ı nebo oblast´ı tˇela, jehoˇz pˇr´ıˇcinou mohou b´yt ischemick´e choroby nebo jin´e formy poˇskozen´ı c´evn´ıho ˇreˇciˇstˇe (napˇr. varixy, tromboﬂebitidy, syn- drom diabetick´e nohy, otoky, aj.). Bezkontaktn´ı termograﬁe se d´ale vyuˇz´ıv´a v mamologii (sledov´an´ı prsn´ıch ˇzl´az, screening rakoviny prsu), endokrino- logii (vyˇsetˇren´ı ˇst´ıtn´e ˇzl´azy), traumatologii (pop´aleniny, omrzliny, zlome- niny, poˇskozen´ı nerv˚u, sledov´an´ı l´eˇcby a stavu hojen´ı, aj.), experiment´aln´ı medic´ınˇe (sledov´an´ı nov´ych medic´ınsk´ych prepar´at˚u a jejich vliv na lidsk´y organismus), pˇri sledov´an´ı z´apalov´ych a z´anˇetliv´ych proces˚u (bolesti kloub˚u a zub˚u, z´anˇety, polyneuropatie, aj.) nebo pˇri diagnostice alergie a hyper- termie (atypick´a pneumonie, horeˇcky s r˚uznou etiologi´ı). S termovizn´ım mˇeˇren´ım se lze setkat tak´e ve sportovn´ı medic´ınˇe, fyzioterapii, kosmetolo- gii nebo gynekologii. Uˇziteˇcnou aplikac´ı je tak´e ploˇsn´e monitorov´an´ı osob na m´ıstech s velk´ym pohybem lid´ı (letiˇstˇe, n´adraˇz´ı), v pˇr´ıpadˇe epidemie nakaˇzliv´ych onemocnˇen´ı (napˇr. praseˇc´ı chˇripka). Jednoznaˇcnou v´yhodou bezkontaktn´ı termograﬁe pro jej´ı uplatnˇen´ı v me- dic´ınˇe je jej´ı neinvazivnost, bezdotykovost a naprost´a bezpeˇcnost pro paci- enta. Protoˇze je bezkontaktn´ı termograﬁe pasivn´ım syst´emem detekce in- fraˇcerven´eho z´aˇren´ı, nevypl´yvaj´ı pro tuto metodu pˇri mˇeˇren´ı pacienta ani ˇz´adn´a omezen´ı nebo pˇr´ıpadn´e kontraindikace. Na druh´e stranˇe je nev´yhodou","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 192 4 5 metody horˇs´ı senzitivita i speciﬁcita . Citlivost termograﬁe je vˇseobecnˇe vysok´a u loˇzisek na povrchu nebo tˇesnˇe pod povrchem tˇela, ale s vˇetˇs´ı vzd´alenost´ı loˇziska od povrchu tˇela se citlivost metody sniˇzuje. Tepeln´y ob- raz hloubˇeji uloˇzen´eho loˇziska je totiˇz ovlivnˇen tk´anˇemi mezi t´ımto loˇziskem a povrchem tˇela. Vzhledem k r˚uzn´e tepeln´e vodivosti jednotliv´ych tk´an´ı m˚uˇze doch´azet jednak k r˚uznˇe velk´ym ztr´at´am tepla ve tk´an´ıch, a jednak m˚uˇze b´yt ovlivnˇen pr˚uchod tepla z loˇziska k povrchu, takˇze tepeln´y ob- raz loˇziska na povrchu tˇela nemus´ı odpov´ıdat skuteˇcn´e lokalizaci loˇziska v hloubce tk´anˇe. N´ızk´a speciﬁcita metody pˇri detekci loˇzisek zv´yˇsen´e nebo sn´ıˇzen´e teploty v organismu je d´ana sloˇzitou interpretac´ı n´alezu, protoˇze tato tepeln´a loˇziska mohou m´ıt nejen odliˇsnou pˇr´ıˇcinu (napˇr. z´anˇet, n´ador, metabolick´a porucha, aj.), ale mohou b´yt i fyziologick´a. 8.5.1 Faktory ovlivˇnuj´ıc´ı v´ysledky vyˇsetˇren´ı Pˇred vlastn´ım vyˇsetˇren´ı pacienta pomoc´ı termovizn´ıho syst´emu je nutn´a pˇr´ıprava a dodrˇzen´ı nˇekolika pravidel. D˚uleˇzit´a je dostateˇcn´a aklimatizace pacienta (min. 10 minut) v mˇeˇric´ı m´ıstnosti s konstantn´ı teplotou v rozmez´ı ◦ ide´alnˇe od 19 do 21 C. Ve vyˇsetˇrovac´ı m´ıstnosti by se nemˇely nach´azet ˇz´adn´e lok´aln´ı tepeln´e zdroje. Pacient by nemˇel b´yt pˇred vyˇsetˇren´ım vy- staven velk´emu chladu nebo horku (sauna, sol´arium), nemˇel by sportovat nebo vykon´avat velkou fyzickou z´atˇeˇz, ani b´yt pod vlivem alkoholu a jin´ych l´atek. V´yslednou namˇeˇrenou teplotu d´ale ovlivˇnuje proudˇen´ı vzduchu, tep- lota vzduchu v m´ıstnosti, jakost a emisivita povrchu pokoˇzky pacienta. Emi- sivita lidsk´e pokoˇzky se bl´ıˇz´ı emisivitˇe dokonale ˇcern´eho tˇelesa a m´a hodnotu pˇribliˇznˇe 0,98. Pˇri interpretaci v´ysledk˚u mˇeˇren´ı je d˚uleˇzit´e srovn´an´ı m´ısta n´alezu se stejnou ˇc´ast´ı na symetrick´e polovinˇe tˇela (obliˇcej, konˇcetiny, prsy). 4 Senzitivita (citlivost) metody vyjadˇruje schopnost metody ´uspˇeˇsnˇe odhalit zdravotn´ı probl´em skuteˇcnˇe nemocn´eho pacienta. Vyjadˇruje se v procentech. M´ame-li soubor 100 pacient˚u s urˇcitou stejnou zdravotn´ı komplikac´ı, a tuto komplikaci pˇr´ısluˇsnou metodou odhal´ıme napˇr. u 80 pacient˚u, potom je senzitivita metody 80 %. U zb´yvaj´ıc´ıch 20 pacient˚u by tato metoda zdravotn´ı komplikaci chybnˇe nezaznamenala (tzv. faleˇsnˇe negativn´ı v´ysledek). 5 Speciﬁcita metody vyjadˇruje schopnost metody spr´avnˇe potvrdit, ˇze zdrav´y pacient netrp´ı ˇz´adnou zdravotn´ı komplikac´ı. Vyjadˇruje se v procentech. M´ame-li soubor 100 zdrav´ych pacient˚u, a pomoc´ı pˇr´ısluˇsn´e metody potvrd´ıme zdrav´ı napˇr. u 80 pacient˚u, potom je speciﬁcita metody 80 %. U zb´yvaj´ıc´ıch 20 zdrav´ych pacient˚u by tato metoda chybnˇe zdravotn´ı komplikaci prok´azala (tzv. faleˇsnˇe pozitivn´ı v´ysledek).","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 193 Obr´azek 8.7: Termogram ˇspatn´eho prokrven´ı lev´eho chodidla v d˚usledku ischemick´e choroby doln´ıch konˇcetin. Obr´azek 8.8: Termogram nedokrven´ych prst˚u doln´ıch konˇcetin po fyzick´e z´atˇeˇzi.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 194 8.6 Dalˇs´ı aplikace termovizn´ıch syst´em˚u Kromˇe medic´ıny nach´azej´ı termovizn´ı syst´emy uplatnˇen´ı tak´e v ˇradˇe dalˇs´ıch obor˚u od pr˚umyslu, energetiky a stavebnictv´ı, aˇz po v´yzkum ˇzivotn´ıho prostˇred´ı, Zemˇe a vesm´ıru. V energetick´em pr˚umyslu jsou pouˇz´ıv´any pˇrede- vˇs´ım pˇri kontrol´ach a testov´an´ı vysokonapˇet ’ov´ych elektrick´ych zaˇr´ızen´ı (po- ruchy distribuˇcn´ı soustavy, pˇrehˇr´ıv´an´ı gener´ator˚u a trafostanic). V pr˚umyslu jsou termograﬁck´a mˇeˇren´ı vhodn´a pro sledov´an´ı ´unik˚u tepla z teplovodn´ıch rozvod˚u a potrub´ı nebo ke kontrole kvality materi´al˚u (napˇr. opotˇreben´ı pohybliv´ych ˇc´ast´ı v d˚usledku nadmˇern´eho tˇren´ı). Ve stavebnictv´ı se ter- mokamery pouˇz´ıvaj´ı pro zjiˇst ’ov´an´ı tepeln´ych ´unik˚u z budov (netˇesnosti stˇrech a oken, tepeln´e mosty, kvalita zateplen´ı). Nem´enˇe d˚uleˇzitou aplikac´ı je tak´e pouˇzit´ı termokamer u z´achrann´ych sloˇzek (p´atr´an´ı po pohˇreˇsovan´ych osob´ach, hled´an´ı loˇzisek poˇz´aru, aj.). Obr´azek 8.9: Termogram pro kontrolu ´uniku tepla stavby.","´ ´ ´ KAPITOLA 8. BEZKONTAKTNI TERMOGRAFICKE SYSTEMY 195 Obr´azek 8.10: Termogram pro zjiˇstˇen´ı tepeln´ych most˚u stavby. Obr´azek 8.11: Termogram doplˇnov´an´ı z´asobn´ık˚u dus´ıku.","Seznam obr´azk˚u 1.1 Digit´aln´ı obraz jako matice hodnot . . . . . . . . . . . . . . 4 1.2 Histogram . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7 1.3 Prostorov´e rozliˇsen´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8 1.4 Transformaˇcn´ı funkce . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9 1.5 Transformaˇcn´ı funkce – pˇr´ıklady . . . . . . . . . . . . . . . . 10 1.6 Vzorkov´an´ı sign´alu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13 1.7 Aliasing . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14 1.8 Transformace obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15 1.9 Konvoluce . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16 1.10 Operace s obrazem . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17 2.1 Pod´eln´e a pˇr´ıˇcn´e vlnˇen´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22 2.2 Odraz a lom na rozhran´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 2.3 Piezoelektrick´y jev . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29 2.4 Doppler˚uv jev . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35 2.5 Dopplerovsk´y ultrazvuk . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 2.6 A-m´od . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40 2.7 B-m´od . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41 2.8 C-m´od . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42 2.9 Dopplerovsk´e syst´emy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 44 2.10 Barevn´y doppler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46 2.11 Harmonick´e zobrazen´ı a Compound Imaging . . . . . . . . . 49 2.12 Konstrukce ultrazvukov´e sondy . . . . . . . . . . . . . . . . 50 2.13 Rozliˇsovac´ı schopnost a fokusace ultrazvukov´ych sond . . . . 51 2.14 Ultrazvukov´e sondy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 2.15 Typick´a dopplerovsk´a kˇrivka zevn´ı krˇcn´ı tepny . . . . . . . . 56 2.16 Tot´aln´ı uz´avˇer prav´e vnitˇrn´ı krˇcn´ı tepny . . . . . . . . . . . 56 196","´ ˚ SEZNAM OBRAZKU 197 2.17 Aneurysma brachi´aln´ı tepny . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57 ˇ 2.18 Zluˇcov´e kameny . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57 2.19 Syndrom karp´aln´ıho tunelu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58 2.20 Ultrasonogramy oka . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58 2.21 Ruptura moˇcov´eho mˇechyˇre . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59 2.22 Polycystick´a ledvina . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59 2.23 Karcinom ˇzaludku . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60 2.24 Absces v j´atrech . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60 2.25 Papil´arn´ı karcinom ˇst´ıtn´e ˇzl´azy . . . . . . . . . . . . . . . . 61 2.26 Fraktura ˇzebra . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61 3.1 Spinov´e momenty hybnosti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64 3.2 Magnetick´y moment . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66 3.3 Vektor magnetizace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67 3.4 Pr˚umˇety vektoru magnetizace . . . . . . . . . . . . . . . . . 68 3.5 Chov´an´ı l´atky v magnetick´em poli . . . . . . . . . . . . . . . 69 3.6 Rozˇstˇepen´ı energetick´ych hladin . . . . . . . . . . . . . . . . 70 3.7 Obsazenost ˇc´astic na energetick´ych hladin´ach . . . . . . . . 71 3.8 Precesn´ı pohyb . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72 3.9 Chemick´y posuv . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75 3.10 Excitace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 76 3.11 Pod´eln´a (longitudin´aln´ı) relaxace . . . . . . . . . . . . . . . 77 3.12 T1 a T2 konstanty . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78 3.13 Pˇr´ıˇcn´a (transverz´aln´ı) relaxace . . . . . . . . . . . . . . . . . 79 3.14 Relaxaˇcn´ı ˇcasy tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81 3.15 MRI kontrastn´ı l´atky . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83 3.16 Volnˇe indukovan´y sign´al (FID) . . . . . . . . . . . . . . . . . 84 3.17 Fourierova transformace volnˇe indukovan´eho sign´alu . . . . . 85 3.18 Gradient G (v´ybˇer tomoroviny) . . . . . . . . . . . . . . . . 86 z 3.19 Gradient G (f´azov´e k´odov´an´ı) . . . . . . . . . . . . . . . . . 87 y 3.20 Gradient G (frekvenˇcn´ı k´odov´an´ı) . . . . . . . . . . . . . . 88 x 3.21 Objemov´y element (voxel) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 89 3.22 MRA obraz mozku . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91 3.23 Phase Contrast MRA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93 3.24 Time Of Flight MRA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94","˚ ´ SEZNAM OBRAZKU 198 3.25 Difuzn´ı MRI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 3.26 Sch´ema MR pˇr´ıstroje . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97 3.27 Ruptura prsn´ıho implant´atu . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105 3.28 Chronick´y subdur´aln´ı hematom . . . . . . . . . . . . . . . . 105 3.29 Aneurysma bˇriˇsn´ı aorty . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106 3.30 Hemangiom jater . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106 3.31 Funkˇcn´ı MRI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107 3.32 Artefakt od magnetick´e susceptibility . . . . . . . . . . . . . 107 3.33 Sagit´aln´ı ˇrez kolenem . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108 3.34 DTI skler´ozy multiplex . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108 3.35 Osteoblastick´e metast´azy obratl˚u . . . . . . . . . . . . . . . 109 3.36 MR obrazy mozku ve tˇrech rovin´ach . . . . . . . . . . . . . 109 4.1 Deformace tˇelesa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113 4.2 Komprese struktur s r˚uznou elasticitou . . . . . . . . . . . . 114 4.3 Elastick´e moduly tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 115 4.4 Elastogram . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117 4.5 Vyhodnocen´ı posunu tk´anˇe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119 4.6 Uk´azka point shear-wave elastograﬁe . . . . . . . . . . . . . 122 4.7 Uk´azka shear waves elastograﬁe . . . . . . . . . . . . . . . . 123 4.8 Vznik stˇriˇzn´ych vln (shear waves) ve tk´ani . . . . . . . . . . 125 5.1 Elektrick´a impedance . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132 5.2 F´azov´y posun . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133 5.3 Pr˚uchod proudu buˇnkami . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 136 5.4 Cole-Cole kˇrivka . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 137 5.5 Elektrick´y model tk´anˇe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138 5.6 Sch´ema elektrick´e impedanˇcn´ı tomograﬁe . . . . . . . . . . . 139 5.7 Izopotenci´aln´ı hladiny uvnitˇr tˇela po aplikaci proudu . . . . 140 5.8 Princip mˇeˇren´ı EIT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 141 5.9 Um´ıstˇen´ı elektrod na hrudn´ıku a v´ysledn´y EIT obraz . . . . 142 6.1 Princip CCD sn´ımaˇce . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 149 6.2 CCD sn´ımaˇc . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 151 6.3 Laryngoskop . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 152 6.4 Otoskop a oftalmoskop . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 153","´ ˚ SEZNAM OBRAZKU 199 6.5 Kolposkop . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 154 6.6 Sch´ema ﬁbroskopu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156 6.7 Artroskopie a ERCP . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 158 6.8 Gastroskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159 6.9 Dermatoskop . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 7.1 Elektromagnetick´e spektrum . . . . . . . . . . . . . . . . . . 165 7.2 Spektrum viditeln´eho svˇetla . . . . . . . . . . . . . . . . . . 166 7.3 Konstrukce laseru . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 171 7.4 Michelson˚uv interferometr . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 173 7.5 SEFD OCT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 175 7.6 OCT sn´ımky . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177 8.1 Spektr´aln´ı hustota z´aˇriv´eho toku dokonale ˇcern´eho tˇelesa . . 182 8.2 Wien˚uv posunovac´ı z´akon . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 183 8.3 Stefan˚uv-Boltzmann˚uv z´akon . . . . . . . . . . . . . . . . . 184 8.4 Spektr´aln´ı hustota z´aˇriv´eho toku . . . . . . . . . . . . . . . 186 8.5 Sch´ema procesu zobrazen´ı termovizn´ım syst´emem . . . . . . 187 8.6 Blokov´e sch´ema termovizn´ıho syst´emu . . . . . . . . . . . . 188 8.7 Termogram ischemick´e choroby doln´ıch konˇcetin . . . . . . . 193 8.8 Termogram prst˚u doln´ıch konˇcetin po fyzick´e z´atˇeˇzi . . . . . 193 8.9 Termogram pro kontrolu ´uniku tepla stavby . . . . . . . . . 194 8.10 Termogram pro zjiˇstˇen´ı tepeln´ych most˚u stavby . . . . . . . 195 8.11 Termogram doplˇnov´an´ı z´asobn´ık˚u dus´ıku . . . . . . . . . . . 195","Seznam tabulek 1.1 Fyzik´aln´ı parametry sc´eny . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12 2.1 Akustick´e vlastnosti biologick´ych tk´an´ı . . . . . . . . . . . . 23 2.2 Koeﬁcienty ´utlumu tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26 2.3 Z´apis znam´enek v rovnici Dopplerova jevu . . . . . . . . . . 36 3.1 Magnetick´e vlastnosti a citlivost mˇeˇren´ı jader . . . . . . . . 73 3.2 Relaxaˇcn´ı ˇcasy T1 a T2 nˇekter´ych tk´an´ı . . . . . . . . . . . 80 3.3 Srovn´an´ı magnet˚u . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98 3.4 D´elka MRI vyˇsetˇren´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101 4.1 Elasticita tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 116 4.2 Hustota tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121 5.1 Rezistivita tk´an´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 136 7.1 Druhy laser˚u . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 170 200","Literatura [1] Wikipedia The Free Encyclopedia [online]. [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://en.wikipedia.org. [2] WikiSkripta [online]. Endoskopie [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http: //www.wikiskripta.eu/index.php/Endoskopie. [3] NCRP Report No. 74: Biological eﬀects of ultrasound: Mechanisms and clinical implications. Bethesda: National Council on Radiation Pro- tection and Measurements, 1983, ISBN 0-913392-64-2. [4] Magnetic Resonance – Technology Information Portal [online]. 2003– 2013, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.mr-tip.com/. [5] Radiopaedia.org [online]. 2005–2013, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.radiopaedia.org/. [6] UltraSound – Technology Information Portal [online]. 2006–2013, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.us-tip.com/. [7] BAMBER, J.; COSGROVE, D.; DIETRICH, C. F.; aj.: EFSUMB Gu- idelines and Recommendations on the Clinical Use of Ultrasound Elas- tography. Part 1: Basic Principles and Technology. Ultraschall in Med, roˇcn´ık 34, ˇc. 2, 2013: s. 169–184. [8] BORCEA, L.: Electrical impedance tomography. Inverse Problems, roˇcn´ık 18, ˇc. 6, 2002: s. R99–R136. [9] CHENEY, M.; ISAACSON, D.; NEWELL, J. C.: Electrical Impedance Tomography. Society for Industrial and Applied Mathematics, 1999: s. 85–101. 201","LITERATURA 202 [10] CHEREPENIN, V.; KARPOV, A.; KORJENEVSKY, A.; aj.: Clinical application of EIT system for static imaging of thorax [online]. [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: www.impedance.ru/images/article/3.doc. [11] CHEREPENIN, V.; KARPOV, A.; KORJENEVSKY, A.; aj.: A 3D electrical impedance tomography (EIT) system for breast cancer de- tection. Physiological Measurement, roˇcn´ık 22, ˇc. 1, 2001: s. 9–18. [12] CHEREPENIN, V. A.; KARPOV, A. Y.; KORJENEVSKY, A. V.; aj.: Three-Dimensional EIT Imaging of Breast Tissues: System Design and Clinical Testing. IEEE Transactions on Medical Imaging, roˇcn´ık 21, ˇc. 6, 2002: s. 662–667. ´ ˇ [13] CHUDACEK, Z.: Radiodiagnostika. Brno: Institut pro dalˇs´ı vzdˇel´av´an´ı pracovn´ık˚u ve zdravotnictv´ı, 1995, ISBN 8070131144. [14] DIETRICH, C.: Ultrasonograﬁe: org´anov´e zobrazen´ı pro z´akladn´ı, nadstavbov´e a z´avˇereˇcn´e kurzy. Praha: Equilibria, 2008, ISBN 9788089284207. [15] DOYLEY, M. M.: Model-based elastography: a survey of approaches to the inverse elasticity problem. Physics in Medicine and Biology, roˇcn´ık 57, ˇc. 3, 2012: s. R35–R73. [16] DRASTICH, A.: Zobrazovac´ı syst´emy v l´ekaˇrstv´ı. Zl´ın: Graﬁa, 1990, ISBN 80-214-0220-2. [17] DRASTICH, A.: Netelevizn´ı zobrazovac´ı syst´emy. Brno: Fakulta elek- trotechniky a komunikaˇcn´ıch technologi´ı, Vysok´e uˇcen´ı technick´e v Brnˇe, 2001. [18] DRASTICH, A.: Tomograﬁck´e zobrazovac´ı syst´emy. Brno: VUT FEKT, ´ UBMI, 2004, ISBN 80-214-2788-4. [19] EHMAN, R. L.: Magnetic Resonance Elastography: An Emerging Tool for Cellular Mechanobiology. [20] FERCHER, A. F.; DREXLER, W.; HITZENBERGER, C. K.; aj.: Op- tical coherence tomography – principles and applications [online]. Re- ports on Progress in Physics, , ˇc. 66, 2003: s. 239–303, [cit. 2013-10-28].","LITERATURA 203 Dostupn´e z: http://light.ece.illinois.edu/ECE280/OCT_review. pdf. [21] FERDA, J.; KASTNER, J.; KREUZBERG, B.; aj.: Zobrazen´ı tenzor˚u difuze magnetickou rezonanc´ı u gliov´ych n´ador˚u mozku [online]. Ces Radiol, roˇcn´ık 61, ˇc. 3, 2007: s. 279–289, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.cesradiol.cz/dwnld/CesRad0703_08.pdf. ´ [22] FERDA, J.; MIRKA, H.; DURAS, P.; aj.: Diagnostick´e zobrazen´ı mi- krosvˇeta a makrosvˇeta n´ador˚u. Ces Radiol, roˇcn´ık 64, ˇc. S1, 2010: s. 7–23. ´ [23] Fluke Corporation: Udrˇzba fotovoltaick´ych elektr´aren: Sledov´an´ı stavu jednotliv´ych panel˚u optimalizuje ˇzivotnost elektr´arny [online]. TZB-info, 2013, ISSN 1801-4399, [cit. 2013-10- 28]. Dostupn´e z: http://oze.tzb-info.cz/fotovoltaika/ 10154-udrzba-fotovoltaickych-elektraren. [24] FUJIMOTO, J. G.; PITRIS, C.; BOPPART, S. A.; aj.: Optical Cohe- rence Tomography: An Emerging Technology for Biomedical Imaging and Optical Biopsy [online]. Neoplasia, , ˇc. 2, 2000: s. 9–25, [cit. 2013- 10-28]. Dostupn´e z: http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/ PMC1531864/. [25] FUNG, J. Y.-y.; LAI, C.-l.; YUEN, M.-f.: Clinical Application of Tran- sient Elastography (Fibroscan) in Liver Diseases. Medical Bulletin, roˇcn´ık 14, ˇc. 11, 2009: s. 22–25. [26] GLASER, R.: Biophysics. Springer, 2001, ISBN 3540670882. [27] GRIFFITH, B.; TURNER, D.; GOUDEY, H.: Infrared thermogra- phic systems: A Review of IR Imagers and Their Use [online]. La- wrence Berkeley National Laboratory, 2001, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://gaia.lbl.gov/btech/papers/46590.pdf. [28] HALLIDAY, D.; RESNICK, R.; WALKER, J.: Fyzika. Brno: VUTIUM, 2000, ISBN 80-214-1869-9.","LITERATURA 204 [29] HANSON, L. G.: Is quantum mechanics necessary for understanding magnetic resonance? Concepts in Magnetic Resonance Part A, roˇcn´ık 32A, ˇc. 5, 2008: s. 329–340, ISSN 1552-5023. [30] HANSON, L. G.: Introduction to Magnetic Resonance Imaging Tech- niques [online]. 2009, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://eprints. drcmr.dk/37/1/MRI_English_a4.pdf. [31] HENDEE, W. R.; RITENOUR, E. R.: Medical Imaging Physics. New York: Wiley-Liss, 2002, ISBN 0-471-38226-4. ´ ˇ ˇ ´ ˇ [32] HLAVAC, V.; SEDLACEK, M.: Zpracov´an´ı sign´al˚u a obraz˚u. CVUT, 2002, ISBN 80–01-02114-9. [33] HOLDER, D. (editor): Part 1 of Electrical Impedance Tomography: Methods, History and Applications [online]. Institute of Physics Pub- lishing, 2004, ISBN 0750309520, 3–64 s., [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://eprints.ma.man.ac.uk/587/01/reconstruction.pdf. ´ ´ ´ [34] HORAK, K.; KALOVA, I.; PETYOVSKY, P.; aj.: Poˇc´ıtaˇcov´e vidˇen´ı. Brno: Fakulta elektrotechniky a komunikaˇcn´ıch technologi´ı, Vysok´e uˇcen´ı technick´e v Brnˇe, 2008. [35] HORNAK, J. P.: The Basics of MRI [online]. 1996–2011, [cit. 2013- 10-28]. Dostupn´e z: http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/index. html. [36] HOSKINS, P.; MARTIN, K.; THRUSH, A. (editoˇri): Diagnostic ul- trasound: Physics and Equipment. Cambridge University Press, druh´e vyd´an´ı, 2010, ISBN 978-0-521-75710-2. ˇ ´ ´ [37] HRABAL, R.; DVORAKOVA, H.; LANG, J.: NMR spektroskopie pro studium pˇr´ırodn´ıch l´atek [online]. Prezentace, [cit. 2013-10-28]. Do- stupn´e z: http://www.vscht.cz/nmr/predmet/predmet-nmr.html. [38] HRAZDIRA, I.: Struˇcn´e repetitorium ultrasonograﬁe. Praha: Audios- can, 2003.","LITERATURA 205 ´ [39] HRAZDIRA, I.: Uvod do ultrasonograﬁe v ot´azk´ach a odpovˇed´ıch pro ˇ studenty l´ekaˇrsk´e fakulty : C´ast I. Principy ultrazvukov´ych diagnos- tick´ych metod a zp˚usoby jejich vyuˇzit´ı [online]. Klinika zobrazovac´ıch metod LF MU Fakultn´ı nemocnice u Sv. Anny v Brnˇe, 2008, ISBN 978-0471382263, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.med.muni. cz/dokumenty/pdf/uvod_do_ultrasonografie1.pdf. [40] HRAZDIRA, I.; MORNSTEIN, V.: L´ekaˇrsk´a biofyzika a pˇr´ıstrojov´a technika. Brno: Neptun, 2001, ISBN 8090289614. ˇ [41] IBRAHIM, I.; TINTERA, H.: Teoretick´e z´aklady pokroˇcil´ych me- tod magnetick´e rezonance na poli neurovˇed [online]. Ces Radiol, roˇcn´ık 67, ˇc. 1, 2013: s. 9–18, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http: //www.cesradiol.cz/dwnld/CesRad_1301_9_18.pdf. ˇ [42] JAN, J.: C´ıslicov´a ﬁltrace, anal´yza a restaurace sign´al˚u. VUTIUM, 2002, ISBN 80-214-2911-9. [43] JOHNSON, S. K.; NAIDU, R. K.; OSTOPOWICZ, R. C.; aj.: Adolf Kussmaul: Distinguished Clinician and Medical Pioneer [online]. Cli- nical Medicine \& Research, roˇcn´ık 7, ˇc. 3, 2009: s. 107–112, [cit. 2013- 10-28]. Dostupn´e z: http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/ PMC2757428/pdf/0070107.pdf. [44] KARPOV, A.; TROKHANOVA, O.; CHEREPENIN, V.; aj.: ELECT- RICAL IMPEDANCE ANATOMY OF THE MAMMARY GLAND [online]. [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: www.impedance.ru/images/ article/5.doc. [45] KERUT, E. K.; MCILWAIN, E. F.; PLOTNICK, G. D.: Handbook of Echo-Doppler Interpretation. Wiley-Blackwell, 2004. [46] KOROTKOVA, M.; KARPOV, A.: Electric Impedance Imaging of the Mammary Gland in the Case of Mastitis. Journal of Physics: Confe- rence Series, roˇcn´ık 224, ˇc. 1, 2010. ˇ ´ ˇ ´ [47] KOZUMPLIK, J.; KOLAR, R.; JAN, J.: C´ıslicov´e zpracov´an´ı a anal´yza sign´al˚u. Brno: Fakulta elektrotechniky a komunikaˇcn´ıch technologi´ı, Vysok´e uˇcen´ı technick´e v Brnˇe, 2003.","LITERATURA 206 ´ [48] KRAJSOVA, I.: Vyuˇzit´ı dermatoskopie a digit´aln´ı dermatoskopie v diagnostice melanomu [online]. Dermatologie pro praxi, roˇcn´ık 5, ˇc. 1, 2011: s. 23–25, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www. dermatologiepropraxi.cz/pdfs/der/2011/01/06.pdf. [49] KRIST, P.: Endoskopie [online]. 2001, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://cust.sweb.cz/fmm/endoskop.htm. ˇ [50] KUSALA, J.: Lasery kolem n´as [online]. 2004, CEZ, a. s. [cit. 2013- 10-28]. Dostupn´e z: http://www.cez.cz/edee/content/microsites/ laser/laser.htm. [51] KYBIC, J.; HORNAK, J.; BOCK, M.; aj.: Magnetick´a rezonance [on- line]. Prezentace, 2008–2013, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: https: //cw.felk.cvut.cz/doku.php/courses/a6m33zsl/lessons. [52] KYBIC, J.; OPHIR, J.: Elastograﬁe [online]. Prezentace, 2008–2013. [53] LEWIN, P. A.; ZISKIN, M. C.: Ultrasonic Exposimetry. CRC Press, 1993, ISBN 0849364361. [54] MARIAPPAN, Y. K.; GLASER, K. J.; EHMAN, R. L.: MAGNETIC RESONANCE ELASTOGRAPHY: A REVIEW. Clin Anat, roˇcn´ık 23, ˇc. 5, 2010: s. 497–511. [55] MARTINEZ, F. S.: Electrical Bioimpedance Cerebral Monitoring: Fun- damental Steps towards Clinical Application. Dizertaˇcn´ı pr´ace, Depart- ment of Signals and Systems, Division of Biomedical Engineering, Chal- mers University of Technology \& School of Engineering, University College of Bor˚as, 2007. [56] MARTINEZ, F. S.; LINDECRANTZ, K.: Electrical Bioimpedance Ce- rebral Monitoring. [57] MEDATA spol. s.r.o.: P´ar pozn´amek k Ultrazvukov´e Elastograﬁi [on- line]. [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: www.medata.cz. [58] MORNSTEIN, V.: Ultrazvuk a jeho historie ve svˇetˇe a u n´as [online]. L´ekaˇr a technika, 1995, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.med. muni.cz/ vmornst/ultrazv.htm. ~","LITERATURA 207 ´ ´ ´ ´ [59] MIRKA, H.; OHLIDALOVA, K.; BURIANEK, V.; aj.: Elastograﬁe krˇcn´ıch uzlin [online]. Prezentace, 2008–2013, [cit. 2013-10-28]. Do- stupn´e z: www.radiologieplzen.eu. [60] MURUGAN, R. M.: An Improved Electrical Impedance Tomography (EIT) Algorithm for the Detection and Diagnosis of Early Stages of Breast Cancer. Dizertaˇcn´ı pr´ace, Department of Electrical and Com- puter Engineering, University of Manitoba, Winnipeg, Manitoba, 1999. [61] NIEDERLE, P.: Dopplerovsk´a echokardiograﬁe. Praha: Maxdorf- Jesenius, 1996, ISBN 8085800411. [62] OBRAZ, J.: Ultrazvuk v mˇeˇr´ıc´ı technice. Praha: SNTL - Nakladatelstv´ı technick´e literatury, 1984. [63] OPHIR, J.; ALAM, S. K.; GARRA, B. S.; aj.: Elastography: Imaging the Elastic Properties of Soft Tissues with Ultrasound. J Med Ultraso- nics, roˇcn´ık 29, 2002: s. 155–171. [64] OPPELT, A.: Imaging Systems for Medical Diagnostics: Fundamen- tals, Technical Solutions and Applications for Systems Applying Ioni- zing Radiation, Nuclear Magnetic Resonance and Ultrasound. Publicit Corporate Publishing, 2005, ISBN 3-89578-226-2. [65] PALMER, P. E. S.: Manu´al ultrazvukov´e diagnostiky. Praha: Grada, 2000. [66] PANDYA, A. S.; ARIMOTO, A.; ANKUR, A. W.; aj.: A Novel Appro- ach for Measuring Electrical Impedance Tomography for Local Tissue with Artiﬁcial Intelligent Algorithm. International Journal of Biomet- rics and Bioinformatics, roˇcn´ık 3, ˇc. 5: s. 9–18. [67] PARK, D. W.; RICHARDS, M. S.; RUBIN, J. M.; aj.: Arterial elasti- city imaging: comparison of ﬁnite-element analysis models with high- resolution ultrasound speckle tracking. Cardiovascular Ultrasound, roˇcn´ık 8, ˇc. 22, 2010. [68] PATTABBI, V.; GAUTHAM, N.: Biophysics. Dordrecht: Kluwer Aca- demic Publishers, 2002, ISBN 1-4020-0218-1.","LITERATURA 208 ˇ ˇ ´ [69] PAVELEK, M.; JANOTKOVA, E.; STETINA, J.: Vizualizaˇcn´ı a op- tick´e mˇeˇric´ı metody [online]. Brno: Vysok´e uˇcen´ı technick´e v Brnˇe, Fakulta strojn´ıho inˇzen´yrstv´ı – Energetick´y ´ustav, Odbor termomecha- niky a techniky prostˇred´ı, druh´e vyd´an´ı, 2007, [cit. 2013-10-28]. Do- stupn´e z: http://ottp.fme.vutbr.cz/users/pavelek/optika/. [70] PRASAD, P. A. (editor): Magnetic Resonance Imaging: Methods and Biologic Applications (Methods in Molecular Medicine). Brno: Humana Press, 2006, ISBN 978-1588293978. ´ [71] PRASAD, S. N.; HOUSERKOVA, D.; CAMPBELL, J.: Breast Imaging Using 3D Electrical Impedance Tomography. Biomed Pap, roˇcn´ık 152, ˇc. 1, 2008: s. 151–154. [72] RABBANI, K. S.: Potential of electrical techniques in imaging and therapy for palliative care of cancer patients. In Workshop on Palliative Radiotherapy for Developing Countries, editace B. J. ALLEN; M. O. RAHMAN, Asia-Oceania Congress of Medical Physics 08 (AOCMP) Cho Ray Hospital, HCMC, Vietnam, 1999, s. 94–101. ˇ [73] REJCHRT, S.; BURES, J.: Endoskopick´a ultrasonograﬁe – je spr´avnˇe indikov´ana a interpretov´ana? [online]. Postgradu´aln´ı medic´ına, roˇcn´ık 2003, ˇc. 5, 2003, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://zdravi.e15. cz/archiv/postgradualni-medicina/?id=3091. [74] REPACHOLI, M. H.; BENWELL, D. A.: Essentials of Medical Ul- trasound: A Practical Introduction to the Principles, Techniques and Biomedical Applications. Humana Press, 1982, ISBN 0896030288. ˇ ˇ [75] ROZMAN, J.; CHMELAR, M.; JEHLICKA, K.: Terapeutick´a a prote- tick´a technika. Brno: VUT Brno, 2004. [76] SHIINA, T.: JSUM ultrasound elastography practice guidelines: basics and terminology. Journal of Medical Ultrasonics, roˇcn´ık 40, ˇc. 4, 2013: s. 309–323. [77] SHUNG, K. K.: Diagnostic Ultrasound: Imaging and Blood Flow Mea- surements. CRC Press, 2006, ISBN 0824740963.","LITERATURA 209 ´ ˇ [78] SIMKO, M.; CHUPAC, M.: Aplikaˇcn´e moˇznosti termov´ızie v praxi [on- line]. Elektro, roˇcn´ık 2006, ˇc. 1, 2006, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.odbornecasopisy.cz/index.php?id_document=26599. [79] SOTSKOVA, N.; KARPOV, A.; KOROTKOVA, M.; aj.: Particularities of electrical impedance images in diﬀerent forms of growth of inﬁltrative breast cancer. In 13th International Conference on Electrical Bioim- pedance and the 8th Conference on Electrical Impedance Tomography, IFMBE Proceedings, roˇcn´ık 17, Springer Berlin Heidelberg, 2007, ISBN 978-3-540-73840-4, s. 560–563. [80] SOVA, J.; KADLEC, K.: Termokamery a pyrometry – princip mˇeˇren´ı, vlastnosti a vyuˇzit´ı [online]. Automa, , ˇc. 2, 2014: s. 16–22, [cit. 2014- 10-28]. Dostupn´e z: http://www.allforpower.cz/UserFiles/file/ termokamery_1.pdf. ´ ´ ˇ [81] SRAMEK, J.; SEDLAR, M.; MORNSTEIN, V.; aj.: Z´ısk´av´an´ı a anal´yza obrazov´e informace. Brno: Biofyzik´aln´ı ´ustav, L´ekaˇrsk´a fekulta, Masarykova univerzita v Brnˇe, 2012, dostupn´e z: http://www.med. muni.cz/biofyz/Image/ucebnice.pdf. [82] SZABO, T.: Diagnostic ultrasound imaging: inside out. Academic Press, 2004, ISBN 0126801452. [83] Termokamera.cz: Princip a funkce [online]. [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.termokamera.cz/princip-a-funkce/. [84] TESCHNER, E.; IMHOFF, M.: Electrical Impedance Tomography: The realization of regional ventilation monitoring [online]. 2011, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: www.draeger.com. [85] Testo: Profesion´aln´ı termokamery pro pr˚umysl a stavebnictv´ı [online]. [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://www.termokamera.com/testo/ 1-Aplikace-termokamer/1-Stavebni-termografie. [86] TROKHANOVA, O.; KARPOV, A.; CHEREPENIN, V.; aj.: Electro- Impedance Mammography Testing at Some Physiological Woman’s Periods [online]. [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: www.impedance.ru/ images/article/7.doc.","LITERATURA 210 [87] TROKHANOVA, O. V.; OKHAPKIN, M. B.; KORJENEVSKY, A. V.: Dual-frequency electrical impedance mammography for diagnosis of non-malignant breast disease. Physiological Measurement, roˇcn´ık 29, ˇc. 6, 2008. ˇ ˇ ´ [88] VALEK, V.; ZIZKA, J.: Modern´ı diagnostick´e metody: III.d´ıl Magne- tick´a rezonance. Brno: Institut pro dalˇs´ı vzdˇel´av´an´ı pracovn´ık˚u ve zdra- votnictv´ı, 1996, ISBN 80-7013-225-6. [89] WELLS, P. N. T.; LIANG, H.-D.: Medical ultrasound: imaging of soft tissue strain and elasticity. Journal of the Royal Society Interface, 2011. [90] YBARRA, G. A.; LIU, Q. H.; LIM, K. H.; aj.: Emerging Tech- nology in Breast Imaging and Mammography, kapitola Breast Ima- ging using Electrical Impedance Tomography (EIT) [online]. Dur- ham: American Scientiﬁc Publishers, 2007, ISBN 1-58883-090-X, [cit. 2013-10-28]. Dostupn´e z: http://people.ee.duke.edu/ gary/ASP/ ~ Chapter15_color.pdf.","Zobrazovac´ı metody vyuˇz´ıvaj´ıc´ı neionizuj´ıc´ı z´aˇren´ı Ing. Mgr. Martin Sedl´aˇr Mgr. Erik Staﬀa prof. RNDr. Vojtˇech Mornstein, CSc. Vydala Masarykova univerzita v roce 2014 1. elektronick´e vyd´an´ı ISBN 978-80-210-7156-8"];