Upozornění pro čtenáře a uživatele této knihy
Všechna práva vyhrazena. Žádná část této tištěné či elektronické knihy nesmí být reprodukována ani šířena v papírové, elektronické či jiné podobě bez předchozího písemného souhlasu nakladatele. Neoprávněné užití této knihy bude trestně stíháno.

Doc. MUDr. Dalibor Musil, Ph.D., a kolektiv

ULTRAZVUKOVÉ VYŠETŘENÍ ŽIL DOLNÍCH KONČETIN
2., přepracované a doplněné vydání

Hlavní autor:
doc. MUDr. Dalibor Musil, Ph.D. (I. interní klinika – kardiologická LF UP a FN Olomouc)

Spoluautoři:
doc. MUDr. Jiří Herman, Ph.D. (II. chirurgická klinika – cévně transplantační LF UP a FN Olomouc)
MUDr. Ivo Hofírek, CSc. (I. interní kardioangiologická klinika LF MU a FN u sv. Anny v Brně)
doc. MUDr. David Kachlík, Ph.D. (Ústav anatomie 3. LF UK v Praze)

Recenzenti:
MUDr. Karel Roztočil, CSc.
doc.MUDr. Debora Karetová, CSc.

Vydání odborné knihy schválila Vědecká redakce nakladatelství Grada Publishing, a.s.

Grada Publishing, a.s., 2016
Cover Design © Grada Publishing, a.s., 2016
Vydala Grada Publishing, a.s.
U Průhonu 22, Praha 7
jako svou 6296. publikaci

Odpovědný redaktor Mgr. Marek Chvátal
Sazba a zlom Helena Mešková
Perokresby doc. MUDr. Dalibor Musil, Ph.D.
Fotografie na obálce a ultrazvukové snímky z archivu doc. MUDr. Dalibora
Musila, Ph.D.
Počet stran 168
2. vydání, Praha 2016
Vytiskly Tiskárny Havlíčkův Brod, a.s.

Názvy produktů, firem apod. použité v knize mohou být ochrannými známkami nebo registrovanými ochrannými známkami příslušných vlastníků, což není zvláštním způsobem vyznačeno.

Postupy a příklady v této knize, rovněž tak informace o lécích, jejich formách, dávkování a aplikaci jsou sestaveny s nejlepším vědomím autorů. Z jejich praktického uplatnění však pro autory ani pro nakladatelství nevyplývají žádné právní důsledky.

ISBN 978-80-271-9327-1 (ePub)
ISBN 978-80-271-9326-4 (pdf)
ISBN 978-80-247-5597-7 (print)

Věnováno mému učiteli a vynikajícímu lékaři
prof. MUDr. Ivo Krčovi, DrSc.

Seznam zkratek

2D, 3D

dvojrozměrný, trojrozměrný

a., aa.

arteria (tepna), arteriae (tepny)

CAI

Color Amplitude Imaging

CD

Continual Doppler (kontinuální doppler)

CEAP

Clinical, Etiological, Anatomical, Pathophysiological Classification
(klinická, etiologická, anatomická, patofyziologická klasifikace)

CFM

Color Flow Mapping (barevné mapování krevního toku)

CPA

Color Power Angio

CW

Continuous Wave

DIB

distální insuficientní bod

DK, DKK

dolní končetina, dolní končetiny

IRO

index reflux/objem, objem regurgitující krve

IUA

International Union of Angiology

IUP

International Union of Phlebology

LDK

levá dolní končetina

m., mm.

musculus (sval), musculi (svaly)

n., nn.

nervus (nerv), nervi (nervy)

PD

Pulsed Doppler (pulzní doppler)

PDGF

Platelet Derived Growth Factor (destičkový růstový faktor)

PDK

pravá dolní končetina

PIB

proximální insuficientní bod

PRF

Pulse Repetition Frequency

PW

1. Pulsed Wave; 2. pulzní doppler, pulzní Dopplerův ultrasonografický průtokoměr

RR

relativní riziko

SPJ

safenopopliteální junkce

st.

stupeň

st. p.

status post (stav po)

TG

Total Gain (celkové zesílení)

TGC

Time Gain Compensation (kompenzační časové zesílení)

UGS

Ultrasound-Guided Sclerotherapy (skleroterapie pod ultrazvukovou
kontrolou)

UZ

ultrazvuk, ultrazvukový

v., vv.

vena (žíla), venae (žíly)

VEGF

Vascular Endothelial Growth Factor (vaskulární endotelový růstový
faktor)

Vmax.

maximální rychlost zpětného žilního toku

VSM

vena saphena magna (velká saféna)

VSP

vena saphena parva (malá saféna)

Předmluva

Uplynulo sedm let od prvního vydání této monografie, která se u odborné veřejnosti setkala s velmi pozitivním přijetím. Jedním z hlavních důvodů kladné reakce byl fakt, že kniha na trhu zaplnila velkou mezeru chybějící české monografie zabývající se teorií a praxí ultrazvukové diagnostiky žilních onemocnění dolních končetin. Ocenění první edice nás proto přimělo k druhému, přepracovanému, aktualizovanému a doplněnému vydání. Vodítkem při našem snažení byly diskuse s lékaři na odborných kongresech a podněty získané během prakticky zaměřených žilních sonografických workshopů.

Rutinní používání ultrazvuku přineslo v medicíně velký pokrok v diagnostice i terapii mnoha chorob. Právě ve flebologii se ultrazvuk stal zcela klíčovým. Při správném zacházení mnohé ulehčuje a zjednodušuje, a to lékaři i pacientovi. Umožňuje rychle a spolehlivě diagnostikovat povrchovou a hlubokou žilní trombózu, určit primární refluxní místa u chronického žilního onemocnění a dlouhodobě sledovat pacienty s žilními chorobami. Pro cévního chirurga by mělo dnes být ultrazvukové mapování povrchového žilního systému nepostradatelným vyšetřením před každou operací varixů.

Konfrontováni s každodenní praxí, s konkrétními požadavky a otázkami, s nimiž lékaři odesílají své pacienty na ultrazvukové vyšetření žil dolních končetin, jsme se tuto metodu snažili v našich podmínkách rozvíjet a své poznatky systematicky zpracovat v odborné literatuře a v přednáškách.

Kniha v návaznosti na první vydání aktualizuje pohled na žilní choroby a současné postavení ultrasonografie ve flebologii. Klade si za cíl být specializovanou učebnicí ultrasonografie ve flebologii, praktickou příručkou pro lékaře začátečníky i zkušené rutinéry, kteří hledají odpovědi na odborné otázky ze své praxe. Proto je publikace věnována nejenom lékařům používajícím ultrazvuk v diagnostice žilních onemocnění, tedy angiologům a rentgenologům, ale také odborníkům, kteří na toto vyšetření své pacienty nejčastěji odesílají – chirurgům, dermatologům, internistům, kardiologům a praktickým lékařům.

Ultrazvuk je zobrazovací metoda, proto nedílnou a důležitou součástí knihy jsou perokresby, schémata a černobílé i barevné obrázky pořízené během ultrazvukového vyšetřování, předkládané čtenáři tak, jak byly v běžné praxi zaznamenány. Hlavním přínosem knihy by měly být teoretické základy ultrazvukového vyšetřování žil dolních končetin doplněné ilustrativními obrázky, názornými schématy a kazuistikami.

doc. MUDr. Dalibor Musil, Ph.D.

Olomouc, 15. 9. 2015

1Ultrazvuk ve flebologii

Dalibor Musil, Ivo Hofírek

1.1Technické principy vyšetření

1.1.1Co je ultrazvuk

Ultrazvuk je mechanické vlnění přenášené částicemi prostředí, ve kterém se ultrazvuk šíří. Toto vlnění si můžeme představit jako soustředné kružnice rozbíhající se vodní hladinou po dopadu kamene. Jednotlivé kruhy na vodě jsou prostorem postupující změny tlaku (hustoty) plynného, kapalného nebo pevného prostředí. Vpřípadě ultrazvuku mají tyto tlakové změny prostředí frekvenci větší než 20 kHz (20 000 Hz, 20 tisíc cyklů za sekundu). Vznikají tak vibrace neslyšitelné lidským uchem, které jako zvuk vnímá mechanické vlnění ve frekvenčním rozsahu od 20 Hz do 20 kHz.

Vultrazvukové sondě vzniká ultrazvuk vpiezoelektrických krystalech piezoelektrickým jevem. Piezoelektrické krystaly (měniče) mají schopnost měnit elektrické impulzy na mechanické vibrace. Vysokofrekvenční elektrické impulzy rozkmitají piezoelektrické krystaly vsondě avytvářejí tak mechanické vibrace sfrekvencí nad 20 kHz – ultrazvukové vlnění, které je vpulzech vysíláno do těla. Frekvence mechanických vibrací závisí na frekvenci elektrických impulzů. Změnami elektrické energie lze upravovat charakteristiky ultrazvukového signálu. Pro ultrazvukovou diagnostiku vmedicíně se využívá frekvenční pásmo od 2 MHz do 50 MHz, vběžné praxi od 3 MHz do 10 MHz.

Zvuk se vždy šíří podélným vlněním – vlny jsou rovnoběžné se směrem šíření. Vpevných látkách se zvuk šíří nejenom podélným, ale také příčným vlněním, kdy jsou vlny kolmé ke směru šíření. Ultrazvukové kmity se pružným prostředím, vměkkých tkáních atekutinách lidského těla, šíří vlněním podélným. Příčným vlnění se ultrazvuk šíří jen vkostech. Srostoucí frekvencí, při vyšších avelmi vysokých frekvencích (řádově MHz), získávají ultrazvukové vlny podobný charakter šíření jako elektromagnetické vlnění. Průměrná rychlost šíření ultrazvuku vlidském těle je 1540 m/s. Tato rychlost je nezávislá na používané frekvenci, ale závisí na akustické rezistenci neboli impedanci (impeditio, lat. překážka), tedy na odporu, který šířícímu se ultrazvukovému vlnění kladou tkáně. Akustická impedance je veličina určující vztah ultrazvukového vlnění kprostředí, ve kterém se ultrazvuk šíří. Je definována jako hustota látky násobená rychlostí zvuku vmateriálu (kg m–2 s–1). Jde oanalogii optického indexu lomu. Akustická impedance je úměrná elasticitě (elastickému modulu) ahustotě (denzitě) tkáně anarůstá vpořadí plíce – krev – měkké tkáně (vnitřní orgány) – sval – kost (tab. 1.1).

Vmístě dotyku dvou prostředí srozdílnými parametry šíření ultrazvukového signálu se vytváří tzv. akustické rozhraní (např. tuk/sval, kost/sval, sval/krev atd.). Na tomto rozhraní se ultrazvukové vlny, pokud dopadají kolmo, částečně odrážejí (reflexe) ačástečně šíří ve svém původním směru dál; pokud dopadají pod určitým úhlem, částečně se odrážejí ačástečně lámou (obr. 1.1). Ultrazvukové vlny jsou tkáněmi také pohlcovány (absorpce) aakustická energie se přeměňuje na energii tepelnou (ohřev tkání). Nejvíc jsou absorbovány ultrazvukové vlny ovysoké frekvenci. Ultrazvukový signál na akustickém rozhraní mění svoji energii (amplitudu). Poměr amplitudy (energie) vyslaného aodraženého ultrazvukového signálu se nazývá koeficient odrazu aje závislý na akustické impedanci prostředí (tab. 1.1). Rozptyl (disperze) je propagace ultrazvukových vln do prostoru všemi směry. Dochází kněmu, pokud je akustické rozhraní menší než vlnová délka dopadající ultrazvukové vlny (např. disperze na erytrocytech). Zpět ksondě se sjistým časovým zpožděním vrací odražený ultrazvukový signál (echo) ourčité frekvenci aintenzitě. Krystaly vsondě, opět na základě piezoelektrického jevu, změní ultrazvukové vlny zpět na elektrické impulzy.

Obr. 1.1 Šíření ultrazvukové vlny – na tkáňovém rozhraní se část UZ vln odráží pod stejným úhlem, ale vopačném směru, než ve kterém dopadají, neodražené vlny procházejí do druhého prostředí ve směru svého dopadu (α = β = γ) – A. akustické vlny dopadající kolmo na rozhraní dvou prostředí, B. akustické vlny dopadající šikmo na rozhraní dvou prostředí pod úhlem α

Tab. 1.1 Akustická impedance různých tkání

Prostředí

Impedance (kg m–2 s–1)

vzduch

0,000 4 × 106

plíce

0,46 × 106

krev

1,61 × 106

měkké tkáně

1,63 × 106

sval

1,70 × 106

kost

7,80 × 106

1.1.2Tvorba ultrazvukového obrazu

Základním anejjednodušším typem ultrazvukového obrazu je jednorozměrné zobrazení, zaznamenávající časový sled avelikost (intenzitu) akustické energie odrazů (ech) ultrazvukových signálů vyslaných do látky. Toto zobrazení se nazývá zobrazení A (zanglického amplitude, A-mód). Pohybující se struktury lze zobrazovat vprůběžném Azobrazení, které se nazývá zobrazení M (motion, angl. pohyb, M-mód). Vangiologii aflebologii ale M zobrazení většího využití nedoznalo aje doménou kardiologie.

Pokročilejší typ zobrazení využívá změn jasu jednotlivých bodů obrazovky vyvolaných přicházejícími odrazy (echy) vširoké, až 256stupňové, škále šedi. Mluvíme ozobrazení B (brightness, angl. jas, záře, B-mód, Brightness modulation), které umožňuje dvojrozměrné „černobílé“ zobrazení. Vsoučasnosti se využívá tzv. dynamické B zobrazení svelmi rychlým postupným nebo současným (podle použité technologie) vysíláním velkého množství ultrazvukových signálů aprůběžným vyhodnocováním jejich odrazů. Tak dochází kvytvoření dvourozměrného obrazu zvětší plochy nebo prostoru. Rychlé opakování tohoto procesu přináší také možnost sledování pohybu vreálném čase. Pro tento způsob se místo B zobrazení (B-mód) častěji používá výraz 2D zobrazení.

Ultrazvukové přístroje používané ve flebologii většinou pracují vpulzním režimu (pulzní doppler, PW doppler, viz níže). Ultrazvuková sonda vkrátkém pulzu vyšle ultrazvukový signál ourčité frekvenci avzápětí přijímá odražená echa, která mění na elektrické impulzy. Po zpracování počítačem je znich vytvořen dvourozměrný obraz. Každému bodu na obrazovce odpovídá podle intenzity přijatého ultrazvukového signálu určitá intenzita jasu ve škále šedi od bílé po černou. Pokud jsou vyslané impulzy rovnoběžné spřijatými echy, mluvíme olineárním zobrazení. Ultrazvukový obraz je pravoúhlý. Pokud jsou linie vyslaných impulzů aodražených ech divergentní (rozbíhavé), jde osektorové zobrazení aultrazvukový obraz je směrem od sondy rozbíhavý.

1.1.3Zpracování ultrazvukového signálu

Zjednodušeně si můžeme proces pořizování azpracování ultrazvukového obrazu představit jako pořízení azpracování snímků zdigitálního fotoaparátu. Kvalita výsledného snímku závisí nejenom na podmínkách pořízení prvotního snímku („fotografie“), na nastavení vhodných parametrů pro získání daného typu snímku (například nastavení fotoaparátu pro sport, krajinu, noční scenérii apod.), na objektivu, na světelných podmínkách ana spoustě dalších parametrů (preprocessing – nastavení vhodných parametrů pro jednotlivá vyšetření), ale také na rozlišovací schopnosti avelikosti čipu, na zpracování dat, programech omezujících šum ana úpravě pořízených dat speciálními programy vpočítači (postprocessing – dodatečné upravování zachyceného obrazu).

Digitální technologie dnes umožňují množství úprav výsledného zobrazení. Tyto úpravy jsou poplatné programům atechnologiím použitým vrůzných typech ultrazvukových přístrojů. To ovšem ztěžuje vzájemné porovnávání jednotlivých typů ultrazvukových přístrojů ataké způsobuje rozdílnosti vzobrazení stejných tkání různými způsoby vyšetření, sondami azařízeními.

Dalšími dobře ovlivnitelnými parametry, kterými lze upravovat aoptimalizovat obraz, jsou gain (zisk signálu) acompression (komprese, zhuštění signálu). Fungují rozdílně vprostém 2D zobrazení apři barevném mapování (CFM). Zisk akomprese signálu mohou být součástí individuálně uloženého přednastavení, avšak sodlišným vlivem vpodtypech zobrazení.

Ultrazvukové signály jsou absorpcí (změnou akustické energie ve tkáních na teplo) oslabené, zejména přicházejí-li zvětší hloubky. Proto musí být zlidského těla odražená echa ultrazvukovým přístrojem dostatečně zesílena. Zesílení (gain) odraženého ultrazvukového signálu se děje trojím způsobem:

1.Celkové zesílení (zesiluje se veškerý přicházející UZ signál) – pomocí funkce celkového zesílení (TG – Total Gain), která je uultrazvukových přístrojů označována jako Gain nebo 2D Gain, docílíme zesílení dvourozměrného ultrazvukového obrazu.

2.Selektivní zesílení (zesílení je větší uultrazvukových signálů přicházejících zvětší hloubky těla, tedy později) – pomocí funkce kompenzační časové zesílení (TGC – Time Gain Compensation), která je uultrazvukových přístrojů regulována několika posuvnými klávesami, přičemž každá klávesa reguluje zesílení zurčité hloubky tkáně.

3.Aktivní zesílení (zesiluje se ultrazvukový signál přenášející pulzní dopplerovský záznam) – pomocí funkce aktivního zesílení (active gain) zesilujeme záznam pulzní dopplerovské křivky krevního průtoku.

Dynamický rozsah vyjadřuje poměr mezi nejsilnějším hodnotitelným echem anejslabším ještě hodnotitelným echem vdecibelech (dB).

Ke zlepšení ultrazvukového obrazu se využívá metoda harmonického zobrazení. Vyvinuta byla pro případy špatné ultrazvukové vyšetřitelnosti, nejvíce vkardiologii, ale uplatnění nalezla ve všech dalších oblastech ultrazvukového vyšetření. Místo prostého zvýšení ultrazvukového výkonu aprodloužení doby vyšetření je do zobrazované oblasti kzískání uspokojivého obrazu vysílán silný signál dané frekvence asonda zpětně zachycuje ne odrazy základního signálu, ale tzv. přirozené harmonické vlnění odvojnásobné frekvenci. To vzniká spontánně vtkáních nelineárním šířením původního signálu. Je však slabé avyžaduje kzachycení speciální výkonné snímače avhodný software. Přirozené harmonické zobrazení umožňuje zkrátit vyšetření při standardních způsobech zobrazení. Zvyšuje kontrast při běžném vyšetření aumožňuje lepší zobrazení ušpatně vyšetřitelných pacientů. Vpraxi se ale stává, že zkvalitnění 2D obrazu harmonickým zobrazením může znamenat zhoršení barevného mapování adopplerovského měření.

1.1.4Dopplerův efekt

Pro kvantitativní akvalitativní vyšetření krevního toku je nezbytný Dopplerův efekt. Tento fenomén byl poprvé popsán rakouským fyzikem Christianem Dopplerem vroce 1842 av medicíně pro výpočet rychlosti krevního toku poprvé použit vroce 1956 Japoncem Satomurou.

Dopplerův efekt je fyzikální jev, kdy je vlnová délka elektromagnetického nebo mechanického (zvuk, ultrazvuk) vlnění vysílaného zdrojem vnímána pozorovatelem jako změněná (zvýšená nebo snížená), pokud zdroj (vysílač) apozorovatel (přijímač) mění vzájemně svoji vzdálenost. Mezi pohybujícím se vysílačem astojícím nebo pohybujícím se přijímačem akustického signálu dochází kfrekvenčnímu posunu knižším nebo vyšším frekvencím podle toho, zda se vysílač od pozorovatele vzdaluje (nižší frekvence), nebo se kněmu přibližuje (vyšší frekvence).

Ultrazvuková sonda vysílá do těla ultrazvukové vlny vpulzech sjistou konstantní frekvencí. Unepohyblivých předmětů se ultrazvuk odráží beze změny své frekvence. Po zachycení ultrazvukových vln sondou jsou tyto základem pro tvorbu dvourozměrného ultrazvukového obrazu (B-mód).

Od pohyblivých struktur (např. erytrocytů) se ultrazvukové vlny odrážejí se změněnou frekvencí. Rozdíl mezi frekvencí vyslané apřijaté ultrazvukové vlny nazýváme frekvenční posun. Velikost frekvenčního posunu je přímo úměrná rychlosti pohybu erytrocytů (rychlosti toku krve). Tuto závislost vyjadřuje Dopplerova rovnice:

v – rychlost pohybu erytrocytů (rychlost toku krve)

Fv, Fd – frekvence vyslané (v) adopadající (d) ultrazvukové vlny

c – konstanta označující rychlost šíření ultrazvuku vkrvi (1540 m/s)

θ (théta) – úhel mezi směrem dopadu ultrazvukové vlny asměrem pohybu erytrocytů

Pokud se úhel dopadu (incidenční úhel) ultrazvukových vln rovná 90°, je ve jmenovateli Dopplerovy rovnice 0 (cos 90° = 0) aměření rychlosti krevního toku není možné. Pro měření absolutních rychlostí je vhodné volit co nejmenší incidenční úhel. Při úhlu do 10° je rozdíl mezi měřenou askutečnou rychlostí pouze asi 1,5 %.

Absolutní hodnota frekvenčního posunu je závislá na použité frekvenci, proto při záznamu malých rychlostí je vhodnější použít vyšší pracovní frekvence apři diferencování velkých rychlostí proudění krve zase nižší pracovní frekvence. Vpraxi se používají frekvence od 1 MHz do 10 MHz. Při rychlostech toku krve od 1 cm/sdo 500 cm/sdochází kfrekvenčnímu posunu vrozsahu slyšitelného zvuku, což umožňuje kromě grafického záznamu také zvukovou reprodukci.

1.1.4.1Reologie – zákonitosti proudění krve cévami

Krev, tato nenewtonovská kapalina, proudí vcévách za fyziologických okolností většinou laminárně. Toto proudění si můžeme představit jako po sobě jedním směrem klouzající soustředné pláště válců paralelní scévním endotelem (nebo sosou cévy), kde rychlost krevních elementů vplášti příslušeného válce je stejná. Nejpomaleji se pohybuje vrstva krve sousedící scévním endotelem. Sní sousedí rychleji se pohybující vrstva blíže středu cévy. Rychlost dalších vrstev proudící krve tak postupně narůstá až ke svému maximu vose cévy. Při tomto laminárním proudění vzniká tok cylindrického nebo parabolického profilu, ve kterém se rychlosti jednotlivých krvinek liší jen málo.

Rychlost proudící krve se měří pomocí frekvenčního posunu na základě Dopplerova efektu (viz výše). Nejmenší frekvenční posun vytvářejí pomalu se pohybující krvinky na okraji cévního lumen. Naopak největší frekvenční posun vzniká odrazem ultrazvukové vlny od rychlých krvinek vcentru cévy. Grafickým záznamem laminárního krevního toku je potom úzká frekvenční spektrální křivka smalým spektrem rychlostí, kterými se krev cévou pohybuje. Na monitoru se objevuje úzká linie frekvenční spektrální křivky charakteristického tvaru.

Při turbulentním proudění je spektrum rychlostí erytrocytů podstatně širší alinie původně úzké frekvenční spektrální křivky se na monitoru rozšiřuje, až úplně zaniká. Plocha pod křivkou je zcela vyplněna množstvím spektrálních rychlostí.

1.1.4.2Kontinuální doppler

Vcévní diagnostice byl první klinicky používanou dopplerovskou metodou kontinuální doppler (Continual Doppler – CD, Continuous Wave – CW). Kontinuální doppler využívá kontinuální nemodulovanou vlnu ultrazvukového signálu ofrekvenci 4 MHz nebo 8 MHz, který je sondou trvale vysílán asoučasně přijímán.

Ultrazvuková sonda pro kontinuální dopplerovské vyšetření obsahuje dva krystaly (piezoelektrické měniče), znichž jeden trvale ultrazvukový signál vysílá (vysílač) adruhý trvale přijímá odražené signály (snímač). Oba krystalky jsou vsondě umístěny slehkým sklonem ksobě tak, aby se vysílaný apřijímaný ultrazvukový paprsek překrývaly vtzv. citlivé oblasti, dlouhé několik centimetrů. Ultrazvukový signál je vysílán asnímán trvale, je silnější než při pulzním doppleru (viz níže), ale je sumární ze všech tkání, kterými vysílaný signál prochází, bez možnosti přesného prostorového zaměření cílových struktur. Ultrazvukové vlnění je sondou přístroje vpiezoelektrickém měniči převáděno na elektrický proud aten zase na slyšitelný zvuk. Zreproduktoru nebo vsluchátkách slyšíme stereoakustický signál. Počítačovým zpracováním elektrického signálu lze současně na monitoru získat grafický záznam krevního proudění. Jde odopplerovský záznam různých rychlostí (spektra rychlostí), kterými proudí krev ve vyšetřované cévě.

Levnými kontinuálními dopplerovskými systémy, bez dvourozměrného ultrazvukového obrazu, jsou vybaveny malé kapesní přístroje stužkovými sondami (4 MHz a8 MHz), používané vinterních nebo chirurgických ambulancích. Tyto tzv. kapesní dopplery slouží korientačnímu funkčnímu vyšetření žilního systému ustojícího (soporou) nebo ležícího pacienta.

Největší nevýhodou kontinuálního doppleru je neschopnost prostorového rozlišení ultrazvukového signálu. Vdůsledku trvalého asimultánního vysílání asnímání ultrazvukových vln, kdy se vysílaný apřijímaný paprsek překrývají vcitlivé zóně, dlouhé několik centimetrů, není možné měřit průtok vurčité, přesně zvolené oblasti. To znemožňuje měření rychlosti krevního průtoku vkonkrétním místě 2D obrazu. Všechny cévy, které se nacházejí vpodélné ose ultrazvukového pole vrůzné hloubce (na různých místech), jsou snímány současně aspolu se také podílejí na výsledném akustickém signálu. Stručně řečeno, jejich signály se vzájemně míchají.

Protože kontinuální doppler nemá limit pro frekvenční posun, je jeho hlavní výhodou přesné měření vysokých rychlostí proudící krve vkardiologii adetekce toků vpovrchových cévách.

1.1.4.3Pulzní doppler

Současné ultrazvukové přístroje pro cévní vyšetření používají pulzní Dopplerovu techniku (Pulsed Doppler – PD, Pulsed Wave – PW), kde jeden piezoelektrický element vsondě střídavě vysílá apřijímá ultrazvukové vlnění. Piezoelektrický měnič vkrátkých pulzech vysílá do tkáně ultrazvukové vlnění, které se od rozhraní různých prostředí (krev/tkáň, tkáň/tkáň) odráží as krátkým zpožděním je přijato stejným měničem. Při konstantní rychlosti šíření ultrazvuku vměkkých tkáních je doba mezi vysláním apříjmem impulzu přímo úměrná vzdálenost cévy od ultrazvukové sondy. Vpulzním dopplerovském systému můžeme proto přesně určit, zjaké hloubky přijímané odražené signály přicházejí. Proto utéto metody lze zvolit místo měření vurčité cévě azde umístit vzorkovací objem (measurement volume, sampling volume), ze kterého je dopplerovský signál zaznamenáván. To je hlavní rozdíl proti kontinuálnímu dopplerovskému systému.

Malý odstup signálu ašumu upulzního doppleru nedovoluje jeho použití při vyšetřování velmi pomalých toků. Zde je nutno použít jiné ultrazvukové vyšetřovací metody – Power Doppler (viz níže).

1.1.4.4Barevné mapování krevního toku, barevný doppler (CFM – Color Flow Mapping, Color Doppler)

Při barevném mapování krevního toku (CFM) se dvourozměrný ultrazvukový obraz (B-mód) vreálném čase kombinuje se záznamem krevního toku získaným pomocí pulzního doppleru, proto se zde setkáváme se stejnými omezeními jako uB-módu aPW doppleru (viz výše). CFM umožňuje barevné zobrazení hemodynamiky, tedy různých rychlostí asměrů toku vreálném čase.

Pomocí pulzního doppleru detekujeme rychlost asměr toku krve vněkolika desítkách vzorkovacích objemů současně. Počet vzorkovacích objemů je dán velikostí boxu pro CFM zobrazení, které tvoří určitou část 2D obrazu ve škále šedi (B-mód). Velikost boxu pro barevné mapování (CFM) určuje vyšetřující nastavením přístroje. Volba nadměrně velikého boxu pro CFM, zejména co do šířky, je spojena se zmenšením prostorového rozlišení.

Pro identifikaci cévy prostřednictvím barevného mapování (CFM) apulzní dopplerovské křivky (PW doppler) je důležité správné nastavení frekvence (Hz) opakovaných pulzů ultrazvukových vln vysílaných sondou (PRF – Pulse Repetition Frequency), která musí odpovídat rychlosti protékající krve ve vyšetřované žíle. Při pomalém toku nastavíme nižší PRF, při rychlém toku nastavíme vyšší PRF. Pokud je PRF nastavena příliš nízko, vzniká tzv. frekvenční chyba (nejednoznačnost) dopplerovského vyšetření. Část frekvencí (rychlostí krevního toku), které překračují nastavený frekvenční (atedy rychlostní) rozsah, je počítačem automaticky přesunuta pod nulovou linii, tedy do záporných hodnot. Tyto frekvence (rychlosti) jsou tedy přejmenovány (aliasing) na opačné (záporné nebo kladné) frekvence, označující opačný směr toku. Pokud je PRF nastavena naopak příliš vysoko, dochází ktzv. prostorové chybě (nejednoznačnosti) dopplerovského vyšetření. Vmístě, kde leží céva spomalým tokem (tokem, který je pomalejší než nastavená PRF), se nezobrazí žádný krevní tok. Dochází kchybě videntifikaci cévy, tj. cévu můžeme přehlédnout apovažovat ji za jinou anechogenní strukturu (obr. 1.2).

Obr. 1.2 Nastavení PRF (Pulse Repetition Frequency) na ultrazvukovém přístroji při vyšetřování podkolenní žíly (P) – A. správné nastavení PRF (1500 Hz, odpovídající rychlostnímu rozpětí proudící krve ± 15 cm/s), které odpovídá měřené rychlosti krevního toku vžíle, výsledkem je monochromatické, homogenní zobrazení toku, B. příliš vysoké nastavení PRF (7000 Hz, odpovídající rychlostnímu rozpětí proudící krve ± 68 cm/s), vmístě, kde leží céva, se nezobrazuje krevní tok (prostorová chyba CFM), C. příliš nízké nastavení PRF (800 Hz, odpovídající rychlostnímu rozpětí proudící krve ± 8 cm/s), vyšší frekvence, odpovídající rychlejšímu krevnímu toku vose cévy, se zobrazují vopačném (červeno-žlutém) barevném kódování (frekvenční chyba CFM – aliasing)

Výsledkem barevného mapování krevního toku je barevná mapa. Barevná mapa krevního toku se zobrazuje na pozadí 2D obrazu (B-módu), který tvoří obrazový podklad vmístech vyšetřování krevního proudění, aje vymezena hranicemi CFM boxu (obr. 1.3). Průtok krve je zobrazen body (voxely, pixely) modré ačervené barvy sintenzitou odpovídající rychlosti proudění krve. Rychlost průtoku krve je zde vyjádřena intenzitou červené nebo modré barvy, ato červené při směru toku krve ksondě amodré při směru toku krve od sondy. Kvalita 2D obrazu překrytého barevnou mapou je oněco horší než vmístech bez mapy.

Obr. 1.3 Barevná mapa safenofemorální junkce na pozadí dvourozměrného ultrazvukového obrazu – barevné mapování krevního toku (CFM): vboxu pro CFM zobrazení (označen zeleně) je pomocí pulzního doppleru zobrazována rychlost asměr toku krve, modrá barva označuje tok krve od sondy, červená barva tok krve ksondě, rychlost krevního toku stoupá od tmavších po světlejší odstíny obou barev. VSM – vena saphena magna, VF – vena femoralis, VFC – vena femoralis communis, VPF – vena profunda femoris

1.1.4.5Duplexní atriplexní ultrazvukové vyšetření

Kombinací dvourozměrného ultrazvukového zobrazení vreálném čase, podávajícího morfologický obraz vyšetřované tkáně, do něhož můžeme libovolně umístit vzorkovací objem az něho snímat ultrazvukové signály, dostáváme duplexní (zdvojené) ultrazvukové vyšetření (kombinace B-módu apulzního doppleru) (obr. 1.4). Místo měření krevního toku si lze přesně zvolit nastavením vzorkovacího objemu (sample volume) vB-módu. Duplexní sonografie umožňuje vmorfologickém B-obraze zvolit polohu avelikost vzorkovacího objemu, ze kterého po elektronickém počítačovém zpracování získáme spektrální záznam rychlostí, kterými se krev ve vyšetřované cévě pohybuje. Na monitoru je současně zobrazována morfologie tkání ačasový zápis průtokové křivky ve zvoleném místě.

Pojem barevná duplexní sonografie je užíván koznačení zobrazení, kdy je dvourozměrný obraz ve škále šedi doplněn barevným mapováním krevního toku (kombinace B-módu aCFM). Označuje se také jako barevná dopplerovská sonografie.

Spojením grafického signálu pulzního doppleru sB-módem abarevným mapováním (CFM) vzniká triplexní (ztrojené) ultrazvukové vyšetření (B-mód + pulzní doppler + CFM) (obr. 1.4). Při vyšetření se používají lineární nebo sektorové ultrazvukové sondy, pro oblast ilických žil, třísla, stehna apodkolení frekvence 4–5 MHz apro bérec akotník frekvence 5–10 MHz (Eliáš, 1998).

Obr. 1.4 Duplexní atriplexní ultrasonografické zobrazení stehenní žíly (vena femoralis) – A. duplexní zobrazení dvěma ultrazvukovými módy (B-mód + CFM), B. duplexní zobrazení dvěma ultrazvukovými módy (B-mód + PW doppler), C. triplexní zobrazení třemi ultrazvukovými módy (B-mód + CFM + PW doppler)

1.1.4.6Power Doppler

1.2Klinické použití ultrazvukových vyšetřovacích metod ve flebologii

1.2.1Nastavení ultrazvukového přístroje

Umoderních přístrojů můžeme volit zrůzných standardních přednastavení vzávislosti na typu přístroje ajeho softwaru:

■žíly horních končetin

■žíly dolních končetin

■tepny horních končetin

■tepny dolních končetin

■karotidy

■měkké tkáně/povrchové struktury/štítná žláza

■břicho/cévy břicha/aorta ailické cévy

■renální arterie

■rozsah zobrazení (snímací prostor)

1.2.2Vyšetření hlubokého žilního systému

1.2.2.1Dolní dutá žíla ailické žíly

1.2.2.2Společná stehenní žíla apodkolenní žíla

1.2.2.3Distální stehno (Hunterův kanál)

1.2.3Vyšetření povrchového žilního systému

1.3Jednotlivé ultrazvukové módy ve flebologii

1.3.1B-mód (2D zobrazení)

III. Obsah žilního lumen

1.3.2Barevné mapování krevního toku (Color Flow Mapping, CFM)

1.3.3Zvukový signál agrafický spektrální záznam krevního toku (pulzní doppler, PW doppler)

II.

Literatura