A hang fizikai tulajdonságai, ultrahang, Doppler-

elv

Az ábrák alatti magyarázó szöveget írta

Goda Katalin

2019

Ezt az oktatási anyagot a

Debreceni Egyetem, Általános Orvostudományi Kar,

Biofizikai és Sejtbiológiai Intézete

készítette.

https://biophys.med.unideb.hu

Az előadás célja az ultrahang alkalmazásán alapuló képalkotó módszerek elvének megértése,

valamint az ultrahang terápiás alkalmazási lehetőségeinek megismerése.

Mivel mind az UH képalkotás, mind a terápiás alkalmazások alapja az UH és a különböző

testszövetek közötti kölcsönhatás, először is meg kell értenünk az UH terjedését és a közeggel pl.

testszöveteinkkel való kölcsönhatását befolyásoló tényezőket.

Az UH diagnosztika előnye számos egyéb képalkotó (pl. röntgen, CT) eljárással szemben, hogy az

alkalmazott kis intenzitású UH nem okoz maradandó fizikai, kémiai, biológiai elváltozásokat a

szervezetben, így a vizsgálat többször is ismételhető és akár a fejlődő magzat vizsgálatára is

alkalmas terhes anyák esetében.

UH terápia során viszont rendszerint a diagnosztikában alkalmazottnál több nagyságrenddel

nagyobb UH intenzitást használnak, mely már fizikai, kémiai és biológiai változásokat okozhat a

testszövetekben, így csak lokálisan, a kezelendő területre fókuszálva alkalmazható.

A hang rugalmas közegben a közeg részecskéinek rezgése során tovaterjedő mechanikai hullám.

A hang terjedése nem jár nettó részecske transzporttal, csak a rezgésállapot terjed tova a

közegben. Más szóval csak a hullámfront halad, de az egyes részecskék nem.

Az előbbieknek megfelelően a hang terjedéséhez mindenképpen szükséges valamilyen közeg

jelenléte, így vákuumban nem terjed a hang.

A hang a közeg halmazállapotától függően terjedhet longitudinális vagy transzverzális

hullámként. Folyadékokban, lágy szövetekben és levegőben longitudinális hullámként terjed,

szilárd anyagokban és folyadékok felszínén pedig transzverzális hanghullámok is kialakulhatnak.

Amint az ábrák is szemléltetik longitudinális hanghullámok esetén a közeg részecskéinek rezgése

párhuzamos a hang terjedési irányával, míg transzverzális hullámok esetén merőleges arra.

A hullámokat, ahogyan azt már az elektromágneses hullámoknál is tanulták számos fizikai

paraméterrel/változóval jellemezhetjük.

A hang hullámhossza (λ) a hullám terjedésének irányában a közeg két azonos rezgésállapotú

pontja közötti legkisebb távolság. A hang frekvenciája (f) a közeg részecskéi által időegység (1 s)

alatt megtett rezgések száma. A hang terjedésének sebességét (c) a közeg anyagi minősége

határozza meg. Adott közegben a hang hullámhossza és frekvenciája fordítottan arányosak

egymással és szorzatuk állandó, megegyezik a hang terjedésének sebességével (c), amint ezt az 1.

egyenlet és a bal oldali ábra is szemlélteti.

A periódusidő (T) az az idő, mely alatt a közeg részecskéi egy teljes rezgést tesznek meg. A rezgés

amplitúdója (A) a részecskék egyensúlyi állapottól mért maximális kitérését jelenti a rezgés során

(jobb oldali ábra).

Az f frekvenciájú hang periódusideje 1/ f.

Amint az ábrák is mutatják a hang terjedése során a rugalmas közegben periodikus sűrűsödések

és ritkulások jönnek létre, melyek nyomásingadozásokat (hangnyomás) eredményeznek a

nyugalmi nyomáshoz képest. Haladó síkhullámban a részecskék kitérése és a hangnyomás között

Π/2=90° fáziseltérés van.

A nyomásváltozást (Δpt,x) a közeg valamely x pontjában az idő (t) függvényében harmonikus

rezgőmozgás esetén szinuszos függvénnyel írhatjuk le, ahol T a periódusidő, λ a hang

hullámhossza, Δpmax pedig a nyomás amplitúdó, ami a maximális nyomásváltozást jelenti.

A hang osztályozása a frekvenciája alapján történik. Az emberi fül számára hallható hang kb. 20

Hz és 20000 Hz = 2×104 Hz = 20 kHz frekvencia tartományba esik. Az ennél magasabb frekvenciájú

hangot ultrahangnak (UH), az ennél kisebb frekvenciájú hangot pedig infrahangnak nevezzük. Az

extrém magas frekvenciájú (kb. 109Hz-1013Hz) hang pedig a hiperhang.

Az orvosi diagnosztikában alkalmazott UH alapú képalkotó készülékekben jellegzetesen 2–10

MHz frekvenciájú UH-ot használnak.

Terápiás alkalmazások esetén jellemzően ennél alacsonyabb frekvenciájú, de jóval magasabb

intenzitású UH-ot használnak.

A hang terjedésének sebességét (c, mértékegysége: m/s) a közeg anyagi minőségétől függő

paraméterek, a közeg sűrűsége (ρ, mértékegysége: kg/m3) és összenyomhatósága (,

mértékegysége: ms2kg-1) határozzák meg a piros téglalapban található egyenlet szerint.

Az összenyomhatóság (kompresszibilitás) a közeg egységnyi nyomásnövekedése által okozott

relatív térfogatcsökkenését jelenti.

A sűrűség és a kompresszibilitás eltérő módon alakul az egyes halmazállapotokban: a szilárd

anyagok sűrűsége kb. 3 nagyságrenddel nagyobb, mint a gázoké, viszont nehezebb őket

összenyomni ( értéke több, mint 3 nagyságrenddel kisebb), így tehát szilárd anyagokban

nagyobb a hang terjedési sebessége (~3000-6000 m/s), mint gázokban (330 m/s). Folyadékokra a

kettő közötti érték jellemző. Amint a táblázat is mutatja különböző lágy szövetekben (pl.

májszövet, zsírszövet, vese, stb.) a hang terjedésének sebessége nem különbözik jelentősen a

hang vízben mért terjedési sebességétől (1500 m/s). A hang terjedési sebességére lágy szövetek

esetében az 1540 m/s közelítő értéket használjuk.

A hang frekvenciája a különböző közegekben/szövetekben való terjedés során nem változik meg.

A diagnosztikában alkalmazott 2-10 MHz frekvenciájú UH-nak a lágy szövetekben való terjedés

során 0,77-0,154 mm-es hullámhossz tartomány felel meg, amint azt láthatjuk, ha a képletbe

behelyettesítjük a megfelelő terjedési sebesség és frekvencia értékeket pl.: (λ=c/f →

1540m/s:2×1061/s =0,00077m=0,77mm). A diagnosztikában alkalmazott UH hullámhossza

összemérhető a nagyobb sejtek, sejtcsoportok méretével.

Az akusztikai keménység (akusztikus impedancia, Z) a közeg fontos tulajdonsága a hang

terjedése szempontjából. Azt jellemzi, hogy mennyire nehéz a közeg részecskéit rezgésbe hozni a

hang terjedése során. Az elektromosságtanban az impedancia, vagy más néven váltakozó áramú

ellenállás az elektronok mozgását kiváltó feszültség és az áramerősség hányadosa. Nagyobb

impedancia érték nagyobb ellenállást jelent az áram kialakulásával szemben. Ezzel analóg módon

a hangtanban az akusztikus impedancia a hangnyomás (p) és a részecskesebesség (v) hányadosa

(1. egyenlet).

Az 1. és 2. egyenleteket összevonva az akusztikus impedancia felírható a hang terjedési

sebessége és a közeg sűrűségének szorzataként (3. egyenlet)

A 3. egyenletbe behelyettesítve a hang terjedési sebességének a közeg sűrűségétől és

összenyomhatóságától való függését leíró 4. egyenletet az akusztikai keménység kifejezhető a

közeg sűrűsége (ρ) és kompresszibilitása (κ) hányadosának négyzetgyökeként is (5. egyenlet).

Mivel utóbbi mennyiségek anyagi állandók, így az akusztikus impedancia is anyagi állandó.

A táblázat adataiból látható, hogy a szilárd anyagok akusztikai keménysége jóval nagyobb a

különböző lágy szövetekre jellemző értékekhez képest. A levegő akusztikai keménysége pedig

több mint 5 nagyságrenddel kisebb.

A hangintenzitás (J) a hang terjedési irányára merőleges egységnyi felületen időegység alatt

áthaladó energiát jelenti. Mértékegysége Watt/négyzetméter. A hangintenzitás arányos a közeg

részecskéi rezgésének az amplitúdójával (A), pontosabban annak négyzetével. A nagyobb

intenzitású hang terjedése során a részecskék nagyobb amplitúdójú rezgését váltja ki, mely a

közegben nagyobb nyomásváltozásokat hoz létre. Utóbbit az animáción a cső végén található

hártya nagyobb maximális deformációja, kidomborodása szemlélteti.

Képalkotásra alacsony UH intenzitásokat alkalmaznak, melyek nem okoznak szöveti

károsodásokat. A különböző terápiás eljárásokban azonban (pl. tumor abláció, vesekőzúzás) akár

7 nagyságrenddel nagyobb intenzitásokat használnak, így ezek az elváltozás környezetében

található szövetek károsodását is okozhatják, ha nem megfelelően alkalmazzák őket.

A hang terjedése során a közeg részecskéit rezgésbe hozza, melynek során a részecskék

egymással súrlódnak, ami hő fejlődéshez vezet.

Egy párhuzamos nyalábként terjedő hanghullámra is jó közelítéssel igaz az elektromágneses

sugárzásoknál már megismert exponenciális összefüggés, mely a sugárzás gyengülését írja le a

közegen való áthaladás során. Egy J0 intenzitású hanghullám egy µ gyengítési tényezőjű közeg x

vastagságú rétegén áthaladva onnan J intenzitással fog kilépni.

Az abszorpció mértéke függ a közeg anyagi minőségén kívül a hang frekvenciájától is. Az UH

diagnosztikában alkalmazott frekvencia tartományban µ~f , azaz a frekvencia növelésével nő az

abszorpció mértéke. Ez logikus, mivel nagyobb frekvenciájú hang esetén a közeg részecskéi

időegység alatt több rezgést végeznek, ami pedig több súrlódási hőveszteséggel jár. A táblázat

adatai is szemléltetik, hogy nagyobb frekvenciájú UH-ot alkalmazva minden közegben csökken a

felező rétegvastagság értéke (felező rétegvastagság (xf): a közegnek az a vastagsága, melyen való

áthaladás során felére csökken a hang intenzitása).

Később látni fogjuk, hogy az UH diagnosztikában a feloldóképesség növelése szempontjából

kedvező a frekvencia növelése, azonban ezzel a lehetőséggel csak korlátozott módon élhetünk,

mivel a frekvencia jelentős növelése az echó jel intenzitásának gyengülését eredményezi.

A hang intenzitásának csökkenéséért felelős másik mechanizmus a szóródás, mely akkor

következik be, ha a hanghullám terjedése során hullámhosszával összemérhető méretű

objektumokkal találkozik, vagy az útjába kerülő felszínek nem simák, hanem a hullámhossznál

kisebb egyenetlenségeket tartalmaznak. Szóródás során a hang energiájának zöme eljut a szóró

objektum mögé, azonban az energia egy kisebb része a tér minden irányában egyenletesen oszlik

el. Tehát a szóródás a hang terjedésének irányában intenzitás csökkenést eredményez.

A µ gyengítési együttható (µ) így felírható az abszorpciós együttható (µabsz) és szóródási

együttható (µszórás) összegeként.

Az UH diagnosztikus alkalmazása során is fellépnek szóródási jelenségek. Bizonyos szövetek,

szervek, például a májszövet tipikus UH-os leképeződéséért az UH szóródása felelős a szigetszerű

csoportokat alkotó májsejteken (májsejtszigetek).

Két közeg határához érve a hang részben vagy teljes mértékben visszaverődhet (reflexió) a

határfelületről és/vagy a második közegbe behatolva irányt változtatva halad tovább (törés).

Reflexió akkor következik be, ha a két szomszédos közeg akusztikus impedanciája különbözik

egymástól. Ha a két közeg határfelülete nagy kiterjedésű és viszonylag sima, akkor az

hasonlóképp veri vissza a hangot, mint a tükör a fényt. A reflexió mértékét a reflexióképesség

vagy más néven reflexiós együttható (R) írja le, mely a visszavert (JR) és a beeső (J0) intenzitások

hányadosa. Hang esetében a reflexióképességet a két szomszédos közeg akusztikus

impedanciáinak (Z1 és Z2) különbsége határozza meg, melyet a két közeg akusztikus

impedanciáinak összegéhez viszonyítunk.

A beesési és a visszaverődési szög megegyezik, így a határfelületet merőlegesen elérő

hanghullám visszaverődés után visszajut a forráshoz (bal oldali ábra, piros nyíl).

A lágyszövetek akusztikus impedanciája csak kismértékben tér el egymástól, így határfelületeikről

csak kevéssé verődik vissza az ultrahang. Azonban ez elégséges lehet ezen határfelületek

detektálására az UH diagnosztikában.

A jelentősen különböző akusztikus impedanciájú közegek közötti határfelületekről az UH

intenzitásának jelentős része visszaverődik (pl. csont/lágyszövet). Emiatt az UH diagnosztikai

alkalmazása során a csontok felületéről erős jeleket kapunk, míg a mögöttük található szöveteket

nem tudjuk leképezni, mert nem marad a képalkotáshoz elég UH intenzitás.

A lágyszövet/levegő határfelületről gyakorlatilag teljes a hang visszaverődése, ezért a hangforrás

és a testfelület között olyan csatolóközeget kell alkalmazni, melynek az akusztikus impedanciája

hasonló a testszövetekéhez (pl. UH gél, víz).

A második közegbe behatoló hanghullám törést is szenvedhet. A beesési szög és a törési szög

hányadosa a fénytanból ismert Snellius-Descartes törvénnyel analóg összefüggés alapján

megegyezik a hang terjedési sebességének hányadosával a két közegben (c1/c2). Ha az α beesési

szög nagyobb, mint a β törési szög, a hang sebessége nagyobb az első közegben, mint a

másodikban. Ez hasonló sűrűségű közegek esetében azt is jelenti, hogy az első közeg akusztikus

impedanciája nagyobb, mint a második közegé.

Az UH diagnosztikában a törési jelenségek befolyásolhatják a képalkotást, pl. miattuk fals

eredményt kaphatunk a határfelületek elhelyezkedéséről.

A törési jelenségek kihasználhatók az UH fókuszálására. Az ún. akusztikus lencsék a

szállítóközeghez képest nagyobb hangsebességgel jellemezhető szilárd anyagból készülnek, ezért

a lencsébe lépéskor a hang a beesési merőlegestől törik, míg onnan kilépve a beesési merőleges

felé törik, így a lencse fókuszálja a hangot.

Hang előállítására rezgő objektumok használhatók. A rezgő objektum rezgésének frekvenciája

meghatározza a hang frekvenciáját.

Az orvosi célokra alkalmas UH frekvenciájának megfelelő magas frekvenciájú rezgés keltésére az

inverz piezoelektromos hatást, az elektrosztrikció vagy magnetosztrikció jelenségét lehet

kihasználni.

A piezoelektromos tulajdonságú anyagokban (pl. kvarc, ólom cirkónium titanát) mechanikai

deformáció hatására elektromos feszültségkülönbség jön létre. A jelenség kihasználható a

mechanikai rezgések elektromos impulzusokká alakítására, így az UH detektálására. A folyamat

megfordítható („inverz piezoelektromos” hatás), így az ilyen tulajdonságú kristályokra

elektromos feszültséget kapcsolva mechanikai deformációt idézhetünk elő. Amennyiben

váltakozó feszültséget kapcsolunk a kristályra az a váltakozó feszültség frekvenciájával fog

rezegni. Amennyiben az alkalmazott váltakozó feszültség frekvenciája az UH frekvencia

tartományába esik a kristály UH-ot bocsát ki a vele érintkező közegbe.

A kvarc piezoelektromos tulajdonságának molekuláris magyarázata: Nyugalmi állapotban a Si

és O atomok atomtörzsei egymással váltakozva szabályos hatszögek csúcsaiban helyezkednek el a

kvarc kristályban. Bár az atomtörzsek mérete különböző, a töltések súlypontjai egybeesnek, így a

kristály oldalai elektromosan semlegesek. Megfelelő irányból összenyomva a kristályt a töltések

súlypontjai eltolódnak egymáshoz képest, így egyik oldalon az oxigén atomok negatív töltése, míg

a másik oldalon a Si atomok pozitív töltése érvényesül. Tehát a mechanikai deformáció töltés

szétválást, azaz elektromos feszültség különbséget hoz létre. Ellentétes irányú mechanikai

deformáció pedig ellentétes előjelű töltés változást hoz létre.

Az elektrosztrikció jelensége a dielektrikumokra jellemző. A dielektrikumok dipólusos molekulák,

melyek elektromos térben a tér irányával párhuzamosan rendeződnek el, ami a tér irányában

méret növekedést, arra merőlegesen pedig méret csökkenést eredményez. Az elektromos tér

polaritása nem befolyásolja a deformáció irányát. Az elektromos tér erőssége azonban

meghatározza a deformáció mértékét, így pulzáló erősségű elektromos teret alkalmazva UH-ot

állíthatunk elő. Az elektrosztrikció nem megfordítható, így csak UH keltésére alkalmas.

A magnetosztrikció („Joule hatás”) ferromágneses anyagok mechanikai deformációja váltakozó

erősségű mágneses tér hatására. A mágneses momentumok rendeződnek a mágneses tér

irányában. Így az elektrosztrikció jelenségéhez hasonlóan a tér irányában méret növekedést, arra

merőlegesen pedig méret csökkenést figyelhetünk meg. A jelenség megfordítható, ami azt

jelenti, hogy az anyag mágneses tulajdonságai megváltoznak mechanikai deformáció hatására

(„Villari hatás”). A magnetosztrikció jelensége felhasználható UH keltésre, az inverz

magnetosztrikció pedig UH detektálásra.

1. Az UH diagnosztikában gyakran az ún. impulzus echó módszereket alkalmazzák, amikor egy

rövid UH impulzust bocsátanak a testbe és az onnan visszaverődő ún. echó (echó = visszhang)

jelekből nyernek információt a visszaverő felületek távolságáról, esetleg szerkezetéről is. Ezek

a módszerek gyakran ugyanazt a transzducert alkalmazzák az UH impulzus keltésére és az

echó jel detektálására.

2. Az impulzus-echó módszer esetén a leképezés szempontjából a közeg és az UH közötti

kölcsönhatások közül a legfontosabb a visszaverődés és bizonyos szövetek esetén a szóródás

(ld. korábban). Az abszorpció csökkenti a kapott echó jelek intenzitását, a szóródási

jelenségek pedig fals képet adhatnak bizonyos struktúrák elhelyezkedéséről.

3. A testből visszajövő echó-k detektálása többnyire a piezoelektromos hatáson alapul és

ugyanazt a transzducert használják, mellyel az impulzust keltették.

4. A detektált jelek feldolgozása során képet hoznak létre Az impulzus visszaérkezéséhez

szükséges idő információt ad a visszaverő felületek távolságáról, mivel ismerjük az UH

terjedési sebességét a szövetekben (1540 m/s). Az echó jel intenzitását az UH útjába eső

szövetek abszorpció képessége is befolyásolja. A mélyebben fekvő felszínekről érkező jelek a

fokozatos gyengülés miatt egyre kisebb intenzitásúak, melyet a feldolgozás során

kompenzálnak (Time Gain Compensation).

Az UH forrásokat másképpen transzducereknek is szokták nevezni, mivel energiafajták egymásba

történő átalakítását végzik (elektromos energia↔mechanikai energia).

A piezoelektromos transzducerek legfontosabb része a piezoelektromos kristály/lapka, mely

egyaránt alkalmas UH keltésére és detektálására. A lapka vastagsága ideális esetben megegyezik

az előállítani kívánt UH hullámhosszának felével, ami a diagnosztikában alkalmazott UH esetén

néhány száz mikrométer.

A piezoelektromos lapka mögött egy nagyobb tömegű, nagy UH abszorpciós képességű anyagból

készült tompítóegység található, mely elnyeli az ebben az irányban terjedő rezgéseket. A

tompítóegység a váltakozó feszültség kikapcsolása után gyorsan tompítja a rezgéseket, így

lehetővé teszi, hogy rövid UH impulzusokat tudjunk előállítani.

Az illesztő réteg a transzducer tokozásának részét képezi. Az illesztő réteg elősegíti az UH

transzmisszióját a humán szövetekbe, ideális vastagsága a kibocsátott UH hullámhosszának

negyede, így a belső határáról visszaverődő hullám az eredeti hullámmal fázisban van (erősítés

feltétele). Az optimális illesztés feltétele, hogy az illesztő réteg Zill akusztikus impedanciája a két

illesztendő impedancia (piezoelektromos lapka (Zp) és a testszövetek (Zt)) értékeinek mértani

közepe legyen: Zill=√𝑍𝑝 × 𝑍𝑡

Impulzus-echó módszerek esetén ugyanazt a transzducert váltakozva használjuk az UH keltésére

és detektálására. A kibocsátott UH impulzusok rendkívül rövidek, (2-3 ciklus hosszúságúak), ami

néhány mikroszekundumos időtartamot jelent.

Két egymást követő UH impulzus közötti szünetben (impulzus ismétlődési idő (PRP)) történik a

visszavert UH hullámok detektálása. A detektálási időt változtathatjuk az ultrahangkészüléken

(értéke a gyakorlatban 100 μs - 1 ms). Minél hosszabb PRP-t állítunk be, annál több idő jut a

detektálásra, vagyis a transzducertől annál távolabbról érkező (annál mélyebben fekvő

szövetekben kialakult) echót tud detektálni az UH készülék.

Az impulzus-echó módszerek közül a legegyszerűbb és tulajdonképpen mindegyik módszer alapja

az egydimenziós ún. A (amplitúdó) típusú szkenner, mely egy keskeny nyalábot bocsát a testbe

és a visszajövő „echó” jelek alapján egy vonal mentén képes megjeleníteni a visszaverő

felszíneket. A visszavert echó jelek intenzitását (amplitúdó) a jel visszaérkezéséhez szükséges idő

függvényében jelenítik meg.

A visszaérkezési időből (t) az UH terjedési sebességét ismerve lágyszövetekben (c=1540 m/s)

meghatározható a visszaverő felület távolsága a transzducertől (d=ct/2) vagy két visszaverő

felület közötti távolság (d12=(ct1-ct2)/2. Mindkét képletben 2-vel kell osztanunk, mivel a

visszaérkezési időt az UH impulzus kibocsátásától mérjük, így az magában foglalja azt az időt, míg

a hang eljut a visszaverő felülethez, majd onnan visszaverődve visszajut a transzducerbe.

Egydimenziós B-mód kép: Az echó jel intenzitását (amplitúdóját) egyszerűen megjeleníthetjük a

monitor megfelelő képpontjának világosságával (brightness). Így a koordináta rendszerünk másik

tengelye felszabadul, amit kihasználhatunk egyéb paraméterek, pl. az idő ábrázolására.

Például, ha a vizsgált irányból időben több képet veszünk fel a visszaverő felületekről és azokat

egymás után ábrázoljuk az eltelt idő függvényében láthatóvá tehetjük a visszaverő felületek

időbeni mozgását (M (motion)-mód). Ez a módszer különösen jelentős a szívbetegségek

diagnosztikájában.

Kétdimenziós B-kép: A transzducer mozgatásával a testfelületen (=pásztázás) sok

egydimenziós B kép összegeként létre hozhatunk 2D B-képet is.

A legegyszerűbb módszer, amikor egy vonal mentén mozgatva a szkennert ún. lineáris

pásztázással hozzuk létre a 2D képet.

Végezhetünk szektor pásztázást is, amikor a szkennert egy adott helyen tartjuk és bizonyos

szögekkel elforgatjuk, így egy stadion szektorához hasonló leképezés jön létre. Ez a

konfiguráció akkor előnyös, ha az UH bejuttatása valamely testüregbe a körülvevő csontok

miatt korlátozott. Ez a helyzet pl. a koponya esetében, ahol az UH vizsgálat a relatíve

vékonyabb temporális ablakon keresztül lehetséges, vagy a mellkasi szervek vizsgálatakor,

ahol a leképezés a bordaközökön keresztül történhet.

A transzducert a testüregekbe (pl. nyelőcső, végbél, hüvely) juttatva körkörös leképezést

hozhatunk létre. A módszer előnye, hogy ebben az esetben a transzducert a vizsgálandó

szervekhez közel lehet vinni, így az UH kisebb utat tesz meg, kevésbé abszorbeálódik vagy

szenved egyéb veszteségeket.

Különböző irányokból felvett 2D B-képek sorozatából 3D képek is rekonstruálhatók.

A jobb oldali alsó két ábra az UH képalkotás során keletkező „műtermékeket” szemléltet. A műtermékek olyan reflexiók, amelyek nem felelnek meg valós anatómiai képleteknek. Például a vesekövek, epekövek mögött az UH képeken „árnyék” található (bal oldali ábra, piros nyíl), mivel a kövek visszaverik az UH intenzitás legnagyobb részét, így a mögöttük lévő terület sötét, azaz nem kapunk onnan echó jeleket.

Erősen reflektáló felület (pl. diafragma) előtt elhelyezkedő objektum képe megismétlődhet virtuálisan a felület mögött (tükörkép, kék nyíl), mivel a felületről visszatérő echó jel ismét kölcsönhatásba lép az objektummal.

Minden képalkotó módszer fontos jellemzője a feloldóképesség, ami a két megkülönböztetett

pont legkisebb/minimális távolságát jelenti. Megkülönböztetünk axiális és laterális

feloldóképességet.

Az axiális feloldóképesség az UH nyaláb terjedésének irányában jellemző feloldóképességet

jelenti, melynek határa kb. 0,5 mm. Magasabb frekvencia esetén, amint az ábra is mutatja, az

impulzus hossza rövidebb, így a narancssárga és a zöld pontok elkülöníthetőek, míg kisebb

frekvencia, időben hosszabb impulzus esetén nem különíthetőek el. A magasabb frekvenciával

azonban együtt jár a nagyobb mértékű abszorpció is (µ ~ f), emiatt a magasabb frekvenciájú UH

csak a felszínhez közeli struktúrák vizsgálatára alkalmas.

A laterális feloldás megegyezik a nyalábszélességgel. A nyalábszélesség azonban meghatározza a

közeli mező (Fresnel-zóna) kiterjedését. A Fresnel-zónában az UH párhuzamos nyalábként terjed,

míg azon kívül (távoli mező) diffrakciós jelenségek miatt széttartóvá válik. A távoli mezőben ezért

rossz a laterális feloldás, így arra törekszünk, hogy a képalkotás a közeli mezőben történjen. A

közeli mező kiterjedését a D2/4λ összefüggés határozza meg, ahol D a nyalábszélesség, λ a

hullámhossz. Ez alapján láthatjuk, hogy a laterális feloldás javítása érdekében a nyalábszélesség

csak annyira csökkenthető, hogy a vizsgálni kívánt struktúrák még a párhuzamos

nyalábterjedéssel jellemezhető közeli mezőbe essenek.

UH diagnosztikai vizsgálatokban gyakran kiaknázzák az ún. Doppler jelenséget. Ha a hullámforrás

és a megfigyelő egymáshoz képest mozog, a megfigyelő által észlelt frekvencia eltér a forrás által

kibocsátott frekvenciától. Ez a jelenség létrejön mechanikai és elektromágneses hullámok

esetében is. A Doppler-effektus jó példája, amikor a közeledő mentőautó szirénáját egyre

magasabb frekvenciájúnak, míg a távolodó mentőautó szirénájának hangját pedig egyre

mélyebbnek érzékeljük.

Álló forrás és mozgó megfigyelő esetén az észlelt frekvencia (f’) és a kibocsátott frekvencia (f)

közötti összefüggést az 1. egyenlet adja meg, melyben v a mozgó megfigyelő sebessége, c pedig

az UH terjedési sebessége.

Az első egyenlet átrendezésével kifejezhetjük az észlelt és a kibocsátott frekvenciák különbségét,

melyet Doppler-eltolódásnak (fD) nevezünk.

A Doppler-jelenséget felhasználva meghatározhatjuk a véráramlás sebességét és irányát a

nagyobb erekben. A transzducerből kibocsátott hangimpulzusok szóródnak az áramló vérben

található vérsejteken, mivel a vérsejtek mérete összemérhető az alkalmazott UH

hullámhosszával. Az UH impulzus a tér minden irányába, így a transzducer irányába is szóródik. A

visszaverő objektumok, a vérsejtek mozognak a transzducerhez képest, így a detektált és a

kibocsátott frekvencia különbözik egymástól (Doppler-eltolódás).

A véráramlás megfigyelésekor vörösvértestek v sebességgel mozgó célpontnak számítanak az UH

forráshoz képest, majd az echó képződésekor pedig v sebességgel mozgó forrásnak tekinthetőek.

Mivel ez a két hatás összeadódik, a Doppler-eltolódás képletében 2v látszólagos relatív sebesség

jelenik meg, így ez esetben a Doppler-eltolódás mértéke (abszolút értékben) az fD=(2v/c)f

összefüggéssel számítható ki. Ezenkívül a frekvencia eltolódás (fD) mértékét a vörösvértestek

áramlási iránya és a hang terjedési iránya által bezárt szög is befolyásolja. Más szóval, ha a beeső

UH nyaláb iránya nem párhuzamos a véráramlás irányával, csak a vér áramlási sebességének c

irányú komponense számít (2v × cosΘ az ábra és a 2. egyenlet szerint). Merőleges beesés esetén

pedig a Doppler-eltolódás mértéke is zérus, mivel (cos90°= 0). (Persze a gyakorlatban ilyen

körülmények között is tapasztalunk némi Doppler-eltolódást, ugyanis nem minden vörösvértest

mozgása lesz pontosan merőleges az UH terjedési irányára.)

A Doppler-eltolódás (fD) értéke tipikusan 20 Hz – 20 kHz, mely az emberi fül számára hallható

frekvencia tartományba esik, így mikrofon segítségével kihangosítva további információval

szolgál a vizsgáló orvos számára.

Az UH terjedési sebessége ismert a szövetekben, így a Doppler eltolódást (fD) mérve

meghatározhatjuk a vér áramlási sebességét és irányát, melyet a Color-Doppler technikában

többnyire piros és kék színekkel jelenítenek meg a 2D B-típusú képekre szuperponálva.

Hagyományosan a piros a transzducer felé haladó, a kék a transzducertől távolodó áramlást

kódolja.

Az UH primer hatásai (hangsugárnyomás, abszorpció, kavitáció és mechanikai dörzsölő hatás)

a közeg részecskéinek nagy frekvenciájú és nagy amplitúdójú rezgéseinek következtében

alakulnak ki.

A hangsugárnyomás a hang terjedése során a hanghullám útjában alló akadályra ható nyomás.

Ha a közegben különböző méretű részecskék találhatóak közöttük sebesség különbség alakul ki

(mivel a kisebb részecskék gyorsabban, a nagyobbak lassabban rezegnek) a hang terjedése során,

aminek következtében közöttük súrlódás lép fel, amit mechanikai dörzsölő hatásnak nevezünk.

Terjedése során az UH energiája fokozatosan elnyelődik a közegben (abszorpció), ami nagyobb

UH intenzitások esetén a közeg jelentős felmelegedéséhez vezet.

A nagy intenzitású (energiájú) UH hatására a folyadékok részecskéi közötti kohéziós erők

helyenként megszűnhetnek és kavitációs buborékok jöhetnek létre. Ezek a mikroszkopikus

méretű folyadékmentes üregek az UH terjedése során a nyomás csökkenésekor (expanziós fázis)

jönnek létre, majd a nyomás növekedésekor (kompressziós fázis) összeesnek, megszűnnek,

melynek során hatalmas hőmérséklet különbségek alakulnak ki, melyek a környező folyadékot

robbanásszerűen forrásba hozhatják.

Az előbb említett primer hatások másodlagos (szekunder) hatásokat is kiválthatnak (pl.

diszpergáló hatás, kémiai, biológiai hatások). Például az UH mechanikai dörzsölő hatása

felhasználható szilárd anyagok diszpergálására. Az UH abszorpciója és a kavitáció miatt kialakuló

hőhatás segítségével olyan kémiai reakciók is megvalósíthatóak, melyek más körülmények között

nem mennek végbe. Az UH hőhatása és mechanikai hatása biológiai hatásokat is kiválthat pl.

sejtkárosító hatás.

A HIFU a nagy intenzitású UH energiájának abszorpciója és az általa okozott kavitációs jelenségek

által kiváltott lokális hőmérséklet emelkedést (hyperthermia) és mechanikai roncsoló hatást

használja ki a tumoros szövetek elpusztítására. A gamma-késhez hasonlóan a tumort akár több

forrásból is besugarazhatják, hogy a tumorszövetben megfelelően magas intenzitást kapjanak a

sejtek elpusztításához, míg a környező egészséges szöveteken csak kis intenzitások haladnak

keresztül.

Testen kívüli lökéshullámokkal végzett kőzúzás (ESWL): Nagy intenzitású lökéshullámokat

hoznak létre a testen kívül, melyet a kőre fókuszálnak. Az egyes UH impulzusok hossza kb. 5µs,

melynek során a nyomás először felugrik kb. 40 MPa értékre, majd visszaesik -10 MPa-ra. A

kőzúzás pontos fizikai háttere nem ismert. Egyrészt a kőben elnyelődő és a felületeiről

visszaverődő lökéshullámok ellentétes irányban ható törőerőket hoznak létre, mely a kő kisebb

darabokra való szétválását eredményezi. Másrészt a környező folyadékban kavitációs buborékok

kialakulása és szétrobbanása figyelhető meg. A buborékok szétpukkanásakor kisterületre

lokalizálódó nagy energia szabadul fel, amely a kő felszínén eróziókat okoz.