Välj en sida

Detta är den första artikeln i serien om ekokardiografi och ultraljudsdiagnostik. Fler artiklar publiceras fortlöpande.

 

Ultraljudsdiagnostik och ekokardiografi

Ultraljud har blivit en av de vanligaste modaliteterna inom medicinsk diagnostik. Inom kardiovaskulär medicin intar ultraljudet en särställning eftersom metoden möjliggör detaljerad kartläggning av hjärtats och de perifera kärlens anatomi och funktion. Kompetens att genomföra ultraljudsundersökningar har nu spridit sig långt utanför radiologens och fysiologens korridorer. Numera finns ultraljudsapparater på akutmottagningar, vårdavdelningar och primärvårdsmottagningar. Allt fler behärskar ultraljudet och detta har ökat efterfrågan på utbildningar och litteratur inom området. Sannolikt kommer ultraljudsdiagnostik bli ännu vanligare framöver och allt fler inom vården kommer besitta kompetensen.

Ekokardiografi är benämningen på ultraljudsdiagnostik av hjärtat. Till skillnad från ultraljudsdiagnostik av exempelvis livmodern, så försvåras ekokardiografi av tre faktorer: (1) hjärtat är skymt av revbenen, vars hårda yta förhindrar ultraljudsvågor att passera; (2) de luftfyllda lungorna försämrar bildkvaliteten eftersom ljudvågor fortplantas sämre i luft och (3) hjärtat rör sig ständigt, vilket kräver mer avancerade undersökningsmetoder. Således är ekokardiografin mer komplicerad än andra typer av ultraljudsdiagnsotik, vilket också innebär att den som förstår ekokardiografi kan lättare tillgodogöra sig andra ultraljudsundersökningar.

 

Grundläggande ultraljudsfysik

Till skillnad från ljus, som kan fortplantas i vakuum, så kan ljud endast fortplantas i ett fysikaliskt medium. Detta medium kan vara luft, vatten, metall eller vävnader och vätskor i människokroppen. En ljudvåg uppstår när en ljudkälla genererar mekaniska vibrationer i mediet. Dessa vibrationer skapar en tryckvåg som kan fortplantas i mediet. Ett bekant exempel är människans tal; när stämbanden vibrerar så uppstår vibrationer i luften och dessa vibrationer fortplantas i form av en tryckvåg i luften. När dessa tryckvågor stöter på ett nytt medium så kommer en del av ljudvågorna reflekteras (vända tillbaka) och en del kommer överföra tryckvågen till det nya mediet. Ljudvågor uppstår alltså när en ljudkälla skapar en vibration som fortplantas som en tryckvåg i mediet. Rent matematiskt kan ljud beskrivas med den klassiska sinuskurvan (Figur 1A). Ljudvågens egenskaper kan beskrivas i form av våglängdamplitud, frekvens, hastighet och riktning. Dessa egenskaper omtalas här nedan.

Figur 1. Ljudvågor kan beskrivas som sinuskurvor. Sinuskurvans toppar och dalar beskriver tryckskillnaderna i mediet som uppstår när ljudvågen fortplantas.

Figur 1. Ljudvågor kan beskrivas som sinuskurvor. Sinuskurvans toppar och dalar beskriver tryckskillnaderna i mediet som uppstår när ljudvågen fortplantas.

 

Våglängd – Våglängden definieras som avståndet mellan två punkter utan tryckskillnad; ur ett grafiskt perspektiv är detta ekvivalent med avståndet mellan två vågor på sinuskurvan (Figur 1A). Mänskligt tal generar våglängder mellan 17 millimeter (mm) och 17 meter (m). Våglängden anges i enheten meter och betecknas med bokstaven λ.

Amplitud – Amplituden beskriver ljudvågornas styrka, vilket är höjden på sinuskurvan (Figur 1A). Hög amplitud innebär högt ljud och vice versa. I Figur 1A ses två ljudvågor med olika amplitud. Amplituden beskriver egentligen tryckskillnaden mellan den högsta och den lägsta partikeltätheten längs ljudvågen (Figur 1B). Höga ljud leder alltså till stora tryckskillnader längs ljudvågen, medan låga ljud leder till små tryckskillnader längs ljudvågen.

Frekvens – Frekvens beskriver antal vågcykler per sekund. Enheten för frekvens, som betecknas med bokstaven f, är Hertz (Hz). I Figur 1A har ljudvågorna, utöver olika amplitud, även olika frekvens. Om den högra ljudvågen i Figur 1A skulle vara registrerad under en sekund, så skulle frekvensen vara 5 Hz (eftersom det är 5 vågcykler på 1 sekund). Det mänskliga örat kan uppfatta ljudvågor vars frekvens är mellan 20 Hz och 20.000 Hz (20.000 Hz kan också skrivas som 20 kHz). Vi uppfattar olika frekvenser som olika tonlägen. Ultraljud som används för klinisk diagnostik har frekvens mellan 2 och 10 miljoner Hz (vilket kan skrivas som 2–10 MHz).

Hastighet – Hastigeten beskriver hur fort ljudvågen fortplantas genom mediet. Denna hastighet beror på mediets densitet. Tryckvågorna fortplantas fortare i medier med hög densitet, jämfört med medier med låg densitet. I luft är ljudets hastighet cirka 300 m/s och i människokroppen (som huvudsakligen består av vatten) är hastigheten cirka 1540 m/s. Hastigheten i människokroppen är tämligen konstant. Hastigheten betecknas med bokstaven c och anges med enheten m/s.

Riktning – Riktning beskriver helt enkelt ljudvågornas riktning i mediet.

 

Det finns ett matematiskt samband mellan ljudets hastiget (c), våglängden (λ) och frekvensen (f):

c = f • λ

Utifrån formeln kan vi beräkna våglängden för exempelvis ultraljud med frekvens 3 miljoner Hz (3 MHz):

1540 / 3000000 = λ = 0,000513 meter

 

Per definition har ultraljud högre frekvens än 20 KHz, vilket innebär att ultraljud ligger utanför det frekvensområde som det mänskliga örat kan uppfatta. För kliniskt bruk används ultraljud med frekvens 2–10 MHz. Så höga frekvenser behövs för att våglängden skall vara kort; en kort våglängd ger hög upplösning i ultraljudsbilden.

 

Ultraljudssändaren

Ultraljudssändaren, som man håller i handen, genererar ultraljudsvågor som penetrerar kroppens vävnader. En liten del av dessa ultraljudsvågor reflekteras tillbaka till sändaren som analyserar reflektionerna och skapar därigenom en bild av vävnaden. Principen för ultraljud är alltså att skicka ut ljudvågor i vävnaden och analysera de ljudvågorna som reflekteras (Figur 2).

Figur 2. Principen för ultraljudsdiagnostik och ekokardiografi.

Figur 2. Principen för ultraljudsdiagnostik och ekokardiografi.

Ultraljudsvågorna genereras av tusentals piezoelektriska kristaller som finns längst fram på sändaren (Figur 3). Varje kristall är sammankopplad med elektroder som i sin tur är kopplade till ultraljudsmaskinen. Elektroderna kan leverera ström från ultraljudsmaskinen till kristallerna och vice versa (dvs från kristallerna till ultraljudsmaskinen). När ström levereras till den piezoelektriska kristallen så börjar den vibrera och dessa vibrationer genererar ultraljud.

Från sändaren skickas ultraljudsvågorna ut i pulser. Varje puls består av ett fåtal vågor som skickas ut inom loppet av 1 till 2 millisekunder. Dessa vågor färdas genom huden, bröstkorgen, perikardiet, myokardiet, kammarna etc. I övergången mellan varje vävnad kommer en väsentlig del av ultraljudsvågen reflekteras tillbaka till sändaren. När det reflekterade ljudet träffar de piezoelektriska kristallerna så börjar de vibrera; då genererar kristallerna elektrisk ström och denna ström skickas till ultraljudsmaskinen för analys. Piezoelektriska kristaller kan alltså omvandla elektrisk ström till ultraljudsvågor och vice versa.

De reflekterade ljudvågorna kommer ha samma hastighet som det utskickade ljudvågorna men amplituden, frekvensen och infallsvinkel kan skilja sig från det utskickade ljudvågorna. Ultraljudsmaskinen utnyttjar variationer i det reflekterade ljudvågornas amplitud, frekvens och timing för att skapa en bild av mediet (dvs vävnaden).

 

Figur 3. Ultraljudssändaren och de piezoelektriska kristallerna som genererar och mottager ultraljudsvågor.

Figur 3. Ultraljudssändaren och de piezoelektriska kristallerna som genererar och mottager ultraljudsvågor.

 

Ultraljudssändaren genererar alltså ljudvågor i korta pulser (Figur 4). Mellan dessa pulser analyserar maskinen de reflekterade ultraljudsvågorna. Det innebär att maskinen lyssnar på det reflekterade ljudet efter den skickat ut en puls med ljudvågor. För att skapa en tillförlitlig bild av vävnaden så måste följande hinder övervinnas:

  1. Maskinen måste veta vilka ljudvågor som reflekteras och varifrån de reflekteras. Lösningen på detta är tämligen enkel, eftersom ljudvågorna skickas ut i pulser och hastigheten i vävnaden är konstant (1540 m/s). Genom att beräkna tiden det tar för ljudet att återvända till sändaren så kan avståndet till strukturen som reflekterat vågen beräknas.
  2. Ultraljudsvågor som reflekteras från en och samma struktur kan nå de olika kristallerna vid olika tidpunkter. För att komma till rätta med detta finns en inbyggd funktion (kallad dynamic focusing) som beräknar vilka ultraljudsvågor som härstammar från samma reflektionspunkt.
  3. Reflekterade ultraljudsvågor har förändrade egenskaper (exempelvis amplitud). Detta är egentligen inget problem utan istället något man utnyttjar för att ge de reflekterade ljudvågorna, baserat på deras amplitud, olika nyanser i ultraljudsbilden.
  4. Strukturer som rör sig (förmak, kammare, blodflöde) kommer förändra ultraljudsvågornas egenskaper (exempelvis frekvensen). Detta är egentligen inte heller ett bekymmer och snarast något som utnyttjas för att beräkna rörelsernas riktning och hastighet.

 

Figur 4 visar principen för sändning av ultraljudsvågor.

 

Figur 4. Principen för sändning av ultraljudsvågor.

Figur 4. Principen för sändning av ultraljudsvågor.

 

Även om alla strukturer kan reflektera ultraljudsvågor, så är det främst i gränsen mellan två olika medier (vävnader) som ljudvågorna reflekteras. Det betyder att i övergången från kammarkavitet (som är fylld med blod) till myokardium så kommer många ljudvågor reflekteras och då avbilads endokardiet tydligt. Inom myokardiet kommer också ljudvågor reflekteras, men i lägre utsträckning, och därför lyser myokardiet inte lika tydligt på ultraljudsbilden. Se Figur 5.

 

Figur 5. Principen för återgivning av reflekterade ultraljudsvågor. Notera att det är vid övergång från en vävnad till en annan som flest strålar reflekteras (ljusare färg). Här ses ljusare färger vid övergång från perikardium till epikardium och vid övergång från endokardium till kammarkavitet.

Figur 5. Principen för återgivning av reflekterade ultraljudsvågor. Notera att det är vid övergång från en vävnad till en annan som flest strålar reflekteras (ljusare färg). Här ses ljusare färger vid övergång från perikardium till epikardium och vid övergång från endokardium till kammarkavitet.

 

Ultraljudsvågornas riktning och fokus

Ultraljudvågornas riktning och fokus kan manipuleras genom att variera kristallernas aktiveringssekvens (Figur 6). Om alla kristaller aktiveras samtidigt så genereras en ljudvåg med riktning rakt framåt (Figur 6A). Om aktiveringen börjar på den ena sidan, exempelvis från höger till vänster, så kommer vågfronten riktas åt vänster (Figur 6B). Om aktiveringen går från vänster till höger kommer vågfronten riktas åt höger. Om aktiveirngen börjar i kanterna och går mot mitten så kommer ultraljudsstrålen fokuseras (Figur 6C).

Dagens ultraljudsmaskiner har tämligen avancerade program för aktivering av de piezoelektriska kristallerna. Eftersom varje sändare är utrustad med tusentals kristaller så kan man med sofistikerade aktiveringssekvenser erhålla tvådimensionella och tredimensionella bilder av hjärtat.

 

Figur 6. Ultraljudsmaskinen kan variera de piezoelektriska kristallernas aktiveringssekvens för att justera riktningen på vågfronten och ljudstrålens fokus.

Figur 6. Ultraljudsmaskinen kan variera de piezoelektriska kristallernas aktiveringssekvens för att justera riktningen på vågfronten och ljudstrålens fokus.

 

 

Reflekterade ultraljdsvågor

Ultraljudsvågorna reflekteras primärt i gränsskiktet mellan vävnader/vätskor som har olika densitet. Ju större skillnad i densitet, desto fler ultraljudsvågor reflekteras i gränsskiktet. Exempelvis föreligger hög densitetsskillnad mellan hud och skelett och därmed reflekteras merparten av ultraljudsvågorna som träffar skelett; av denna anledning ses oftast inte strukturer på andra sidan skelettet. Likaså är det hög skillnad i densitet mellan de luftfyllda lungorna och perikardiet, vilket gör att ultraljudsvågor som färdas genom lungorna kommer att reflekteras i hög grad på perikardytan (som lyser starkt på ultraljudsbilden) och då återstår få ultraljudsvågor för att studera resten av hjärtat. Därför skall man alltid försöka undvika att rikta ultraljudsstrålarna mot skelett och lufthaltiga strukturer. När ultraljud färdas genom mjuka vävnader och vätskefyllda hålrum så reflekteras tämligen lite av ultraljudet i gränsskikten och detta beror på att densitetsskillnaden är liten. Ungefär 0.1% av ultraljudsvågorna reflekteras vid varje gränsskikt i mjuka vävnader.

För att en ultraljudsstråle skall reflekteras med oförändrad vinkel (jämfört med infallsvinkeln) så måste objektet som reflekterar ultraljudsstrålen (reflektorn) vara slät och vinkelrät mot strålriktningen. I kroppens vävnader uppfylls sällan dessa förutsättningar, varför ultraljudsstrålarna reflekteras med något förändrad vinkel. Vinkelförändringen är som regel liten och merparten av ultraljudsstrålarna återvänder till sändaren. Denna typ av reflektion kallas spegelreflektion. De ultraljudsvågor som inte reflekteras vid gränsskiktet kommer fortsätta genom vävnaden – med något förändrad vinkel, vilket kallas refraktion – och riskerar att reflekteras senare. Se Figur 7.

Även om merparten av de ultraljudsvågor som reflekteras gör det i gränsskikt mellan vävnader/vätskor, så kommer en del även reflekteras under passagen genom homogen vävnad, t ex myokardium (annars hade myokardiet inte setts på ultraljudsbilden). Reflektioner inuti vävnad blir dock mer spridd; ju mer ojämn vävnadsstrukturen är desto mer spridda blir reflektionerna.

Erytrocyter är särskilt bra på att sprida ultraljudsvågorna; de sprider nämligen vågorna åt alla håll. Endast en minoritet reflektionerna återvänder till ultraljudssändaren. Se Figur 7.

Ultraljudsvågorna försvagas allteftersom de färdas genom vävnaden. Försvagningen beror på att att en del strålar reflekteras och en del av tryckvågens energi absorberas av vävnaden och blir till värme.

 

Figur 7. Reflekterade ultraljudsvågor.

Figur 7. Reflekterade ultraljudsvågor. Den ojämna runda (röda) strukturen skulle kunna vara en erytrocyt.

 

Upplösning och penetrans

Upplösning är bildens detaljrikedom. I dessa sammanhang kan upplösning definieras som möjlligheten att särskilja två närliggande strukturer från varandra. Hög upplösning är avgörande vid all ultraljudsdiagnostik och upplösningen beror huvudsakligen på våglängden på ultraljudsvågorna. Erinra att våglängden är omvänt proportionerlig mot frekvensen enligt formeln c = f • λ. Det innebär att hög frekvens har kort våglängd och vice versa. Ju kortare våglängden är desto mindre strukturer kommer kunna reflektera ljudvågen (och därmed bli synliga). Med andra ord: ju högre frekvens desto högre upplösning.

 

Ultraljudsvågor med hög frekvens har kort våglängd vilket ger hög upplösning; hög frekvens ger dock sämre bild ju längre avståndet är från sändaren.

Ultraljudsvågor med låg frekvens har lång våglängd vilket ger låg upplösning; låg frekvens kan ge bättre bild om avståndet är långt mellan sändaren och objektet som undersöks.

 

Den maximala upplösningen är ungefär hälften så stor som våglängden. Det innebär att vid en frekvens på 2.5 MHz så är upplösningen 0.3 mm. Det kan vara lockande att höja frekvensen för att förbättra upplösningen men detta sker på bekostnad av penetransen eftersom ljudvågor med hög frekvens penetrerar vävnaden sämre än ljudvågor med låg frekvens. Om man behöver skönja strukturer på djupet kan en låg frekvens vara bättre eftersom penetransen är bättre, även om upplösningen blir lägre.

Den axiala upplösningen (möjligheten att särskilja två punkter som ligger parallellt med ultraljudsvågorna) är konstant längs hela ultraljudsstrålen. Den är avhängig av frekvensen på ultraljudet. Om frekvensen är hög så är våglängden kort och då kan mindre strukturer särskiljas från varandra (Figur 8). Den laterala upplösningen beskriver istället möjligheten att särskilja två punkter som ligger vinkelrätt mot ultraljudsvågorna. Denna upplösningen minskar med avståndet från ultraljudssändaren eftersom ultraljudsvågorna divergerar (sprids) med avståndet från sändaren (Figur 8).

 

Figur 8. Axial och lateral upplösning.

Figur 8. Axial och lateral upplösning.

Temporal upplösning (diskuteras även nedan, se frame rate) är förmågan att beskriva olika strukturers rörelse över tid. Nästan all ekokardiografi (och ultraljudsdiagnostik i övrigt) innebär kontinuerlig analys av ultraljudsvågor för att skapa en film. Denna film skapas utifrån enskilda ultraljudsbilder som visas efter varandra. Tiden det tar att bygga upp en ultraljudsbild är avgörande för upplösningen. Ju fler bilder som kan byggas upp och presenteras per tidsenhet desto högre är den temporala upplösningen.

 

Analys av reflekterade ultraljudsvågor

Ultraljudsapparaten kan ställas in så att den endast lyssnar efter ljudvågor med samma frekvens som den själv genererat. Denna metod kallas fundamental imaging. Ibland kan det dock vara gynnsamt att använda harmonic imaging, vilket innebär att apparaten lyssnar på reflekterat ultraljud vars frekvens är multiplar av frekvensen som skickades ut. Det vill säga, om ljudvågorna som skickas ut har 3 MHz så lyssnar apparaten på reflekterat ljud vid 6 MHz (second harmonic), 9 MHz (third harmonic) osv. Harmonic imaging tenderar ge bättre upplösning av gränsskikt mellan vävnader. Exempelvis brukar endokardiet bli tydligare med harmonic imaging.

När de piezoelektriska kristallerna träffas av det reflekterade ultraljudet så kommer kristallerna börja vibrera och därmed generera ström. Kristallernas vibrationer varierar med det reflekterade ljudets amplitud. Variationer i amplitud används för att återskapa en ultraljudsbild med olika nyanser av vävnaderna (bilden återges med olika nyanser av en färg, oftast grå). Ultraljudsmaskinen väljer alltså nyans baserat på den reflekterade vågens amplitud. Ju starkare reflektioner desto högre amplitud och desto vitare färg på ultraljudsbilden. Skelett och kalcifikationer är hårt och lyser därför med stark vit färg på bilden.

Tvådimensionell (2D) ekokardiografi

Figur 9. Tvådimensionell vy av hjärtat. Denna vy kallas parasternal långaxelvy (PLAX). RV = höger kammare. LV = vänster kammare. LA = vänster förmak. Ao = aorta.

Figur 9. Tvådimensionell vy av hjärtat. Denna vy kallas parasternal långaxelvy (PLAX). RV = höger kammare. LV = vänster kammare. LA = vänster förmak. Ao = aorta. Strukturer som är närmst sändaren hamnar högst upp i bilden.

Tvådimensionellt ultraljud är den vanligaste metoden för ultraljudsdiagnostik. För ekokardiografi är ultraljudsstrålen sektorformad (Figur 9). Detta är ett sinnrikt val eftersom det möjliggör för ultraljudsstrålarna at passera mellan revbenen och därefter spridas ut och täcka ett större område. Sektorn skapas genom sekventiell aktivering av piezoelektriska kristaller. Det innebär att kristallerna på sändaren aktiveras från ena sidan till den andra, som illustrerat i Figur 6B. Aktiveringssekvensen går från höger till vänster, från vänster till höger och detta upprepar sig. För att skapa en ultraljudsbild som består av en sektor med 90° bredd och 15 cm djup, så krävs cirka 200 strållinjer och detta tar cirka 40 millisekunder att skapa.

Vid tvådimensionell ekokardiografi uppdateras bilden fortlöpande för att avbilda hjärtats strukturer och rörelser som en film. Hastigheten med vilken bilden uppdateras är avgörande för att få en film med hög upplösning. Detta beskrivs med den tekniska termen frame rate, som är antalet stillbilder som visas per tidsenhet. Om många stillbilder visas på kort tid efter varandra (hög frame rate) så blir filmkvaliteten bra. Med andra ord, ju fler bilder som visas per tidsenhet desto högre temporal upplösning.

Som illustrerat i Figur 9 skickar alltså ultraljudsmaskinen ultraljudsvågor till vävnaden och därefter analyseras reflektionerna längs samma strållinjer. Detta tar tid eftersom vågorna skall skickas ut, reflekteras och analyseras. Som nämnt ovan tar det 40 ms att skapa en bild med 90° bredd och 15 cm djup om 200 strållinjer används. Om antalet strållinjer eller bilddjupet ökas så behövs mer tid för att färdigställa bilden; frame rate blir alltså lägre. Det omvända gäller också, nämligen att frame rate kan ökas genom att minska djupet och reducera sektorns bredd. Det är fördelaktigt att minimera djup och bredd i den mån det är möjligt för att maximera den temporala upplösningen i de strukturer man är mest intresserad av. Man kan förvisso öka frame rate vid ett givet djup och sektorbredd genom att reducera antalet strållinjer, men då försämras bildkvaliteten.

 

Ultraljudsbilden

Figur 10. Exempel på ultraljudsbild. Denna vy är den parasternala långaxelvyn.

Figur 10. Exempel på ultraljudsbild. Denna vy kallas parasternal långaxelvy.

 

Högst upp i bild placeras de strukturer som är närmast sändaren. Sändaren visas inte i bilden men dess avtryck i huden ses allra högst upp i cirkelsektorn. Till höger om denna ses en blå cirkel (kan ha annan färg beroende på tillverkare). Denna indikerar höger sida i bilden, liksom gör indikatorn på ultraljudssändaren (se den gröna markeringen på sändaren i Figur 3A). Ultraljudsbedömningen underlättas av att veta vilken sida som är höger på bilden respektive sändaren.

Ultraljudet har bäst upplösning där ultraljudstrålens bredd är som smalas och denna punkt kallas fokus. Fokus kan enkelt förflyttas längs djupet. Bilden blir aningen skarpare i fokus. Ultraljudsmaskinen anpassar kristallernas aktiveringssekvens för att hitta fokus.

Hittills har samtliga illustrationer visat ultraljudsstrålen som en platt stråle men i verkligheten har ultraljudsstrålen en viss tjocklek (2 till 10 mm, se Figur 11). Den bild som presenteras är en tillplattad version av hela ultraljudsstrålen. Det innebär att strukturer som egentligen inte ligger brevid varandra kan hamna intill varandra på den tvådimensionella bilden.

 

Figur 11. Ultraljudsstrålen har en viss tjocklek, som illustreras här.

Figur 11. Ultraljudsstrålen har en viss tjocklek, som illustreras här.

 

Utöver att flytta fokus så kan bildkvaliteten förbättras med en rad justeringar. Allra vanligast är justering av förstärkningen. Vanligtvis förstärks alla inkommande (reflekterade) ultraljudsstrålar men undersökaren kan också förstärka signalerna manuellt. Detta görs med time-gain compensation (TGC). När man vrider upp TGC så förstärks inkommande signaler, vilket innebär att alla strukturer blir vitare. TGC kan ökas i hela bilden eller på enskilda djup. Eftersom ultraljudsstrålarna är som glesast längst bort i bilden så brukar man vrida upp TGC där.

Motion mode (M mode)

Figur 12. M mode. RV = höger kammare. LV = vänster kammare.

Figur 12. M-mode. RV = höger kammare. LV = vänster kammare. Den vita linjen i den övre 2D-bilden kan flyttas dit man vill undersöka med M-mode. Vid M-mode sänds enbart en ultraljudsstråle ut längs den linjen. Alla strukturer och rörelser längs denna linjen avbildas sedan över tid.

 

Vid M-mode börjar man med att orientera sig via 2D-bilden (överst i Figur 12).  Man placerar ultraljudslinjen på önskad plats och startar M-mode, som då avbildar alla strukturer längs linjen. Även denna bilden uppdateras kontinuerligt (x-axeln visar alltså tid). Detta gör att man kan observera hur hjärtats väggar rör sig (längs ultraljudslinjen). Eftersom M-mode endast avbildar en enda linje så blir både den temporala och axiala upplösningen mycket hög, betydligt högre än för 2D. M-mode används för att kvantifiera hur stor rörligheten är samt för att mäta dimensioner, av exempelvis vänsterkammarseptum, aortaklaff, mitralisklaff etc. M-mode har högre sensitivitet för väggrörlighetsstörningar men begränsas av att den endast kan granska en linje i taget.

Doppler

När ultrajudsvågor reflekteras från ett statiskt objekt (ett objekt som inte rör sig) så kommer de reflekterade ultrajudsvågorna ha samma frekvens som de utskickade vågorna. Om objektet som reflekterar ultraljudet är i rörelse så kommer däremot det reflektrade ultraljudets frekvens att ändras. Detta sker exempelvis när ultraljudsvågor träffar erytrocyter (röda blodkroppar). Erytrocyterna är i ständig rörelse och när ultraljudet reflekteras från erytrocyten så kommer vågornas frekvens att ändras. Eftersom erytrocyternas yta är rund och ojämn så reflekteras ultraljudsvågorna åt alla håll och endast en bråkdel av ultraljudsvågorna kommer reflekteras tillbaka till sändaren. De ultraljudsvågorna som reflekteras tillbaka till sändaren från en erytrocyt är försumbart men den sammanlagda reflektionen från alla erytrocyterna (på en given plats) blir tillräckligt stark för att kunna analyseras av ultraljudsmaskinen.

Figur 13. Dopplereffekt.Figur 13. Dopplereffekt.

Dopplereffekt innebär alltså att ljudvågens frekvens ändras när den reflekteras från ett objekt i rörelse. Om objektet rör sig i riktning mot ljudkällan, så kommer de reflekterade ljudvågorna ha högre frekvens än de utskickade ljudvågorna (Figur 13). Detta förklaras av att objektet som rör sig mot ljudvågorna kommer att komprimera ljudvågorna. Om objektet rör sig i riktning bort från ljudkällan, så kommer de reflekterade ljudvågorna ha lägre frevens än ursprungsvågorna (Figur 13). Detta förklaras av att ljudvågorna kommer tänjas ut när de reflekteras från ett objekt som rör sig bort från ljudkällan. Inom ultraljudsdiagnostiken utnyttjar man dopplereffekten för att mäta blodflödets hastighe. Det går även att mäta rörelsehastighet för vävnader som rör sig, exempelvis myokardium.

Ultraljudsmaskinen beräknar frekvenskillnaden mellan de utskickade och de reflekterade ultraljudsvågorna. Denna skillnad benämns dopplerskifte (eng. doppler shift). Dopplerskiftet beror på blodflödets hastighet (v), frekvensen på det utskickade ultraljudet (fu), frekvens på det reflekterade ultraljudet (fr), ultraljudets hastighet i vävnaden (c) och cosinus av vinkeln mellan blodflödets riktning och den reflekterade ultraljudsvågen (cos θ). Se Formel 1.

Formel 1. Dopplerekvationen.

Formel 1. Dopplerekvationen.

Vid all dopplerdiagnostik skall ultraljudsstrålarna riktas så att de infaller parallellt med rörelseriktningen (Formel 1). När ultraljudsstrålarna och rörelseriktningen är parallella så är vinkeln 0 grader och cosinus 0 grader är lika med 1. Om vinkeln ökar så kommer cosinus för vinkeln att bli mindre än 1 vilket leder till att flödeshastigheten underskattas. I klinisk praxis är det svårt att få en perfekt vinkel men då skall man veta att vinkelfel mellan 0 och 10 grader har en tämligen liten inverkan på mätningen. Cosinus 10 grader är lika med 0.98 och cosinus för 20 grader är 0.93.

Ibland kan den tydligaste ultraljudsbilden vara behäftad med en dålig dopplervinkel och det omvända. I sådana situationer kan man offra bildens kvalitet och prioritera att man hittar den starkaste dopplersignalen och bästa vinkeln.

Även om ultraljud ligger utanför det hörbara området för människan, så kan vi uppfatta dopplerskiftet, eftersom differensen mellan det utskickade och reflekterade ljudvågorna (dopplerskiftet) hamnar inom ett frekvensområde som vi kan höra. Det är detta ljudet som man hör (det svishande ljudet) från ultraljudmaskinens högtalare.

Figur 14 visar principen för hur dopplersignaler presenteras på ultraljudsbilden. Dnna typ av doppler kallas pulsad doppler (omtalas nedan). Som framgår av figuren så är det konventionellt att objekt som rör sig i riktning mot sändaren ger ett utslag ovanför baslinjen och objekt som rör sig bort från sändaren ger ett utslag nedanför baslinjen.  På x-axeln visas tid och på y-axeln hastigheten. Som också framgår av Figur 14 så behöver undersökaren välja var dopplerlinjen skall riktas. I klinisk praxis börjar man med att lokalisera en bra 2D-bild med fokus på området som skall studeras och därefter placeras dopplerlinjen på önskad plats.

Figur 14. Dopplerundersökning.

Figur 14. Dopplerundersökning.

Härnäst diskuteras olika typer av dopplerundersökningar.

 

Pulsad doppler

Figur 15. Principen för pulsad och kontinuerlig doppler.

Figur 15. Principen för pulsad och kontinuerlig doppler.

Vid pulsad doppler skickas först en puls av ultraljudsvågor och därefter inväntar maskinen att dessa vågor skall reflekteras så att den kan analysera dem. Därefter skickas en ny puls med ultraljudsvågor och processen upprepar sig (Figur 15). Antalet ultraljudsimpulser som skickas per tidsenhet kallas pulsrepetitionsfrekvens (PRF). PRF är viktig i sammanhanget och beror på ultraljudsvågornas hastighet (som är konstant 1540 m/s) och avståndet ultraljudsvågorna skall färdas. Om avståndet är långt så tar det längre tid för vågorna att färdas fram och tillbaka och då sjunker pulsrepetitionsfrekvensen. För att kunna bedöma blodflödets hastighet så måste PRF vara högt, annars kan beräkningen av hastigheten bli inkorrekt. För att förstå detta så måste vi först konstatera att blodflödets hastighet är direkt relaterat till dopplerskiftet; ju högre flödeshastighet desto större dopplerskifte. PRF måste vara minst två gånger så stor som dopplerskiftet, annars kan sistnämnda inte analyseras korrekt. Om dopplerskiftet (och därmed flödeshastigheten) är större än halva PRF så kommer flödeshastigheten felberäknas. Den maximala hastihgeten som kan bestämmas är alltså halva PRF och denna gränsen kallas Nyquistgränsen. Om blodflödets hastighet är snabbare än så så inträder fenomenet aliasing, som innebär att maskinen inte kan avgöra flödets hastighet och riktning. Detta yttrar sig på dopplerkurvan genom att flöden uppträder på motsatt sida av skalan.

Som nämnt ovan är PRF beroende av djupet som undersöks. Ju djupare strukturer som studeras desto lägre PRF är möjlig. Ju högre PRF som används desto högre flödeshastigheter kan beräknas korrekt.

Nyquistgränsen är en uppenbar begränsning för den pulsade dopplern. Fördelen med den pulsade dopplern är att man kan specificera var, längs dopplerlinjen, som man vill mäta hastigheten. Detta är möjligt eftersom den pulsade dopplern arbetar sekventiellt med sändning och lyssning. Då kan maskinen nämligen endast analysera de reflektioner som kommer från ett visst avstånd. Detta avstånd, som kallas sample volume, väljs manuellt och visas längs dopplerlinjen som två linjer vinkelrätt mot dopplerlinjen (Figur 14).

Figur 16 visar pulsad doppler.

Figur 16. I den tvådimensionella bilden (vänster) ses ett område med streckad kant; inom detta område är en färgdoppler (omtalas nedan) aktiverad. Denna färgdopplern visar blodflöden med färg. I detta fall ses en röd färg (indikerar flöde riktat mot sändaren) i mitralklaffens öppning. Denna röda färg indikerar att blod flödar från vänster förmak till vänster kammare. I mitten på mitralklaffen ses också en streckad linje och detta är dopplerlinjen för den pulsade dopplern. Precis framför klaffspetsarna har man placerat sample volume och där mäts flödena som presenteras till höger i spektralanalysen. Notera att flödet av blod från förmak till kammare sker i två faser som kallas E (som är den passiva tömningen av förmaksblod) och A (som är den aktiva tömningen av förmaksblod).

Figur 16. I den tvådimensionella bilden (vänster) ses ett område med streckad kant; inom detta område är en färgdoppler (omtalas nedan) aktiverad. Denna färgdopplern visar blodflöden med färg. I detta fall ses en röd färg (indikerar flöde riktat mot sändaren) i mitralklaffens öppning. Denna röda färg indikerar att blod flödar från vänster förmak till vänster kammare. I mitten på mitralklaffen ses också en streckad linje och detta är dopplerlinjen för den pulsade dopplern. Precis framför klaffspetsarna har man placerat sample volume och där mäts flödena som presenteras till höger i spektralanalysen. Notera att flödet av blod från förmak till kammare sker i två faser som kallas E (som är den passiva tömningen av förmaksblod) och A (som är den aktiva tömningen av förmaksblod).

 

Extended range doppler (pulsad doppler med hög PRF)

Den pulsade dopplern kännetecknas alltså av att en sample volume placeras någonstans längs dopplerlinjen. Den maximala hastigheten som kan beräknas bestäms av pulsrepetitionsfrekvensen (PRF). PRF, i sin tur, bestäms av avståndet mellan sample volume och sändaren. Genom att använda flera sample volume så ökas pulsrepetitionsfrekvensen (pulserna från olika sample volumes adderas). Fördelen med detta är att högre hastigheter kan upptäckas men nackdelen är att

 

Kontinuerlig doppler

Vid kontinuerlig doppler skickas ultraljudsvågor oavbrutet från sändaren och dessa vågors reflektioner analyseras också oavbrutet (Figur 15). Detta är möjligt genom att använda två olika uppsättningar av kristaller; den ena uppsättningen skickar ut ultraljudsvågor och den andra analyserar reflektionerna. Ultraljudsvågor kommer därför reflekteras fortlöpande och precis som för pulsad doppler så uppstår ett dopplerskifte när ljudvågorna reflekteras. Den stora skillnaden gentemot pulsad doppler är att ljudvågor skickas och analyseras oavbrutet och detta gör att dopplern kan upptäcka mycket högre hastigheter. Kontinuerlig doppler är således inte begränsad av PRF. Nackdelen är att den kontinuerliga dopplern inte kan avgöra var, längs dopplerlinjen, som de olika hastigheterna uppmäts. Erinra att man vid pulsad doppler ställer in var sample volume skall placeras och de uppmätta hastigheterna gäller endast för sample volume; detta kan inte göras med kontinuerlig doppler. Med andra ord kan den kontinuerliga dopplern inte avgöra i vilken punkt maxhastigheten uppmäts (längs dopplerlinjen) men däremot kan den uppmäta mycket höga hastigheter längs dopplerlinjen.

Figur 17. Kontinuerlig doppler placlerad längs vänster kammare, mitralklaffens öppning och vänster förmak. Erinra att hastigheter (flöden) i riktning bort från sändaren visas nedanför baslinjen och hastigheter (flöden) mot sändaren visas ovanför baslinjen. Här ses ett snabbt och distinkt flöde (nästan 5 m/s) bort från sändaren under systole (systole börjar på R-vågens maximum). Denna hastighet representerar en uttalad mitralinsufficiens (läckage i mitralklaffen).

Figur 17. Kontinuerlig doppler placlerad längs vänster kammare, mitralklaffens öppning och vänster förmak. Erinra att hastigheter (flöden) i riktning bort från sändaren visas nedanför baslinjen och hastigheter (flöden) mot sändaren visas ovanför baslinjen. Här ses ett snabbt och distinkt flöde (nästan 5 m/s) bort från sändaren under systole (systole börjar på R-vågens maximum). Denna hastighet representerar en uttalad mitralinsufficiens (läckage i mitralklaffen).

 

I bilden ovan ses en linje genom mitralklaffens öppning. Denna linjen visar var undersökaren har valt att plasera dopplerstrålen. Den stora cirkeln vid mitralklaffspetsarna är placeringen av ultraljudsstrålarnas fokus.

 

Färgdoppler

Figur 17. Bilden till vänster visar en färgdoppler placerad över mitralisklaffen och vänster förmak. Bilden till höger visar hur detta området analyseras med hjälp av många sample volumes.

Figur 18. Bilden till vänster visar en färgdoppler placerad över mitralisklaffen och vänster förmak. Bilden till höger visar hur detta området analyseras med hjälp av många sample volumes.

Hastigheterna som uppmäts i den pulsade dopplernas sample volume kan även färgkodas. Konventionellt används en färgskala från blått till rött (Figur 18). Blå färg innebär hastighet (flöde) bort från sändaren och röd färg innebär hastighet (flöde) mot sändaren. Således kan flödet som uppmäts i en sample volume presenteras med en färg. Om ett stort antal sample volumes placeras längs flera doppler linjer (Figur 18) så kan flödena i området visas med färger (Figur 18). Ju ljusare färg desto högre hastighet.

Om blodflödets hastighet överskrider Nyquistgränsen så uppkommer aliasing och då byter flödet färg (blått blir rött, och rött blir blått).

Om närliggande sample volumes uppvisar stora skillnader i hastigheter så tyder det på turbulent blodflöde. Ultraljudsmaskinen är programmerad att uppvisa sådana flöden med grön färg för att uppmärksamma undersökaren på det turbulenta flödet.

Eftersom färgdoppler är en typ av pulsad doppler så begränsas den av Nyquistgränsen och PRF. Det innebär att man bör minimera avståndet och färgsektorns bredd för att optimera undersökningen.

Notera att färgdoppler beräknar medelhastigheten i varje sample volume (och alltså inte maxhastigheten).

 

 

Störningar (artefakter) vid ultraljudsdiagnostik

Följande artefakter är vanliga vid ultraljudsdiagnostik:

  • Ultraljudsbilden visar strukturer som egentligen inte existerar
  • Ultraljudsbilden visar inte strukturer som egentligen existerar
  • Ultraljudsbilden missvisar vissa strukturers ekotäthet.

Ekotäthet defininerar hur mycket ultraljudsvågor som reflekteras i vävnaden. Strukturer med hög ekotäthet reflekterar mycket ultraljud (blir ljusare på bilden) och strukturer med låg ekotäthet reflekterar mindre ultraljud och blir mörkare på bilden. Ekogenicitet är samma sak som ekotäthet.

 

Ekoskuggor och spegeleko

Vissa strukturer har mycket hög densitet (t ex skelett, kalcifikationer, mekaniska hjärtklaffar) och reflekterar nästan allt ultraljud. Då återstår inga, eller för få, ultraljudsvågor som kan reflekteras från vävnaden bakom strukturen, som därför framträder som ett mörkt område på ultraljudsbilden (sk ”ekoskugga”). Så starka reflektioner kan även reflekteras tillbaka från sändaren ner till vävnaden igen, för att ånyo reflekteras från strukturen med hög densitet. Då avbildas strukturen igen men den dyker upp dubbelt så långt ifrån sändaren som det faktiskt avståndet. Detta fenomen kallas spegeleko.

Spegeleko kan även inträffa när starka reflektioner studsar tillbaka från perikardiet, mekaniska klaffar eller andra täta strukturer. Spegeleko skall misstänkas om det förefaller finnas en eller flera repetitioner av en ekotät struktur.

Interna eko (reverberations)

En struktur har som regel två gränskikt, genom vilket utlraljudsstrålarna passerar. Varje skikt angränsar mot andra vävnader. Som framgår i Figur 19 reflekteras ultraljudsvågor huvudaskligen när vågorna passerar dessa gränskikt. Därför brukar också just gränskiktet vara det som framträder tydligast på ultraljudsbilden. Men reflektionerna från det distala gränsskiktet studsar faktsikt tillbaka och det kan bli en ping-pongeffekt, så att ljudvågorna studsar fram och tillbaka mellan gränsskikten. I vanliga fall ses inte effekten av detta eftersom de ultraljudsvågor som härstammar från de interna reflektionerna är för svaga för att registreras av ultraljudsmaskinen. Det finns dock undantag, då de interna reflektioner kan vara starka nog att registreras, och de undantagen är ekotäta strukturer. För sådana strukturer kan de interna reflektionena vara så starka att de faktiskt registreras av maskinen. Då uppträder en eller flera spegelbilder av strukturen. Se Figur 20.

Figur 18. Principen för interna eko (reverberation artifacts).

Figur 19. Principen för interna eko (reverberation artifacts).

 

Figur 19. Interna eko av pleura.

Figur 20. Interna eko av pleura.

Referenser

Böcker

Feigenbaum’s Echocardiography av Armstrong & Ryan. Lippincott, Williams & Wilkins.

Ekokardiografi av Arne Olsson. ISBN: 978-91-633-7284-1

Echo Factsheets. Companion Syllabus to the Masterclass Lectures. Thomas Binder et al. 123-Sonography.

Echocardiography av Petros Nihoyannopoulos. ISBN 978-1-84882-292-4

Ekokardiogram publicerade med tillåtelse av Creative Commons licens:

Figur 9: Cardiovasc Ultrasound. 2014; 12: 7. Published online 2014 Feb 11. doi: 10.1186/1476-7120-12-7

Figur 12: Dina Seif et al. Crit Care Res Pract. 2012; 2012: 503254.

Figur 16: Marinko et al: Radiol Oncol. 2014 Jun; 48(2): 105–112. Published online 2014 Apr 25. doi: 10.2478/raon-2013-0040

Figur 17: Dudzinski et al: Cardiovasc Ultrasound. 2014; 12: 46. Published online 2014 Nov 21. doi: 10.1186/1476-7120-12-46

Figur 18: Minardi et el: J Med Case Reports. 2008; 2: 205. Published online 2008 Jun 12. doi: 10.1186/1752-1947-2-205

Figur 20: Point-of care lung ultrasound in the NICU: uses and limitations of a new tool. Francesco Raimondi et al. Italian Journal of Pediatrics201440(Suppl 2):A25 DOI: 10.1186/1824-7288-40-S2-A25

error: Innehållet är skyddat.