Samenvatting Echoscopie in de Zwangerschap (AVM)

Samenvatting echoscopie
Vugt et al. (2013) - Echoscopie in de verloskunde en
gynaecologie
Hoofdstuk 1 – Basisprincipes van het ultrageluidonderzoek
Basis terminologie en werking echo
 Ultrageluid = geluid met een frequentie > 20.000 Hz. In medische toepassingen bereik: 2 – 20
MHz (= 2.000.000 – 20.000.000 Hz)
 Reflectoren = weefsels die ultrageluid terugkaatsen. De diepte van een reflector bepaalt de
tijdsduur waarop uitgezonden geluid terug wordt ontvangen. Als deze tijdsduur gemeten wordt
kan met de voortplantingssnelheid berekend worden hoe diep deze reflector ligt. De tijd die het
duurt tot het signaal terug ontvangen wordt en de intensiteit van het teruggekaatste geluid zijn
de basisgegevens voor beeldopbouw
 Intensiteit van terug ontvangen signaal wordt bepaald door de diverse samenstellingen van
weefsels
 Piëzo – elektrische kristallen = kristallen in de transducer die een trilling genereren, die
(ultra)geluid veroorzaakt als er een elektrische puls doorheen gaat. Andersom genereren de
kristallen een elektrische puls als ze (ultra)geluidstrillingen ontvangen.
 A-mode (amplitude) = uni dimensionale weergave van
reflecties van ultrageluid in één lijn (eerste afbeeldingen)
 B-mode (brightness) = tweedimensionale afbeelding
(lengte en breedte), door piëzo-elektrische kristallen te
laten bewegen in de probe, later door deze op een rij te
plaatsen in de probe en ze beurtelings aan te sturen.
 M-mode (motion) = tweedimensionale afbeelding van A-
mode. Hierbij is de tweede dimensie (x-as) niet de breedte van het beeld maar de tijd. De
unidimensionale lijn wordt uitgezet tegen de tijd waardoor een tweedimensionale afbeelding
ontstaat. Zo kunnen bewegende structuren worden afgebeeld en daarin metingen worden
gedaan. Tegenwoordig alleen nog toegepast in het hart om hartritmestoornissen in kaart te
brengen.
 Echodens = een anatomische structuur die veel geluid terugkaatst  ontvangen signaal heeft
hoge intensiteit  wit afgebeeld
 Echolucent = een anatomische structuur die al het geluid doorlaat en niets terugkaatst  zwart
afgebeeld
 Wisselend echogeen = anatomische structuur die afhankelijk van hun samenstelling in diverse
grijstinten / gespikkeld worden afgebeeld

Diverse transducers en beeldkwaliteit
 Convex-array transducers = oppervlak wat afgerond, waardoor een groot gezichtsveld wordt
geproduceerd. Dit veelal in obstetrie gebruikt.
 Breedband transducers = nieuwe generatie transducers waarbij niet langer verandert hoeft te
worden van transducer als de emissiefrequentie wordt aangepast. Vaak bereik 4 – 8 MHz.
 Resolutie = bepaalt het grootste deel van de kwaliteit van het verkregen beeld
o Axiale resolutie = mate waarin echosysteem twee achter elkaar gelegen reflectoren kan
afbeelden
o Laterale resolutie = mate waarin echosysteem reflectoren die naast elkaar liggen kan
afbeelden



1

, o Temporele resolutie = mate waarin echosysteem bewegende reflectoren op
achtereenvolgende beelden op de verschillende posities kan afbeelden
 Frequentie = uitgezonden aantal trillingen per seconde. Hoe hoger de frequentie des te beter de
resolutie van het echobeeld, maar hoe slechter de penetratie van het ultrageluid in het weefsel.
Hoe lager de frequentie des te slechter de resolutie van het echobeeld, maar hoe beter de
penetratie van het ultrageluid in het weefsel. Want geluidsgolven met een bredere sinusoïde
doven minder snel uit door verstrooiing en absorptie. Verloskunde: 2,5 – 8 MHz.
o Adipositas / vergevorderde zwangerschapsduur / grote myomen  lagere frequentie. Vaak
keuze uit instellingen zoals: ‘derde trimester’ / ‘adipositas’ / ‘penetratie’, hierbij automatisch
lagere frequentie.
o Hoge frequentie instellen op apparaat  ‘eerste trimester’ / ‘resolutie’ stand instellen op
apparaat

Basisfuncties echo apparatuur
 Diepte / Depth = de tijdsduur gedurende welke het systeem wacht op terugontvangen geluid. Dit
bepaalt de maximale diepte die op het beeld wordt afgebeeld. Hoe dieper een reflector, hoe
langer het duurt voordat het geluid reflecteert. Depth voortdurend aangepast aan diepte van te
onderzoeken structuur voor de optimale resolutie.
 Focus = transducer heeft optimale resolutie op een bepaalde diepte. De focus moet ingesteld
worden op niveau waarin onderzoeker het meest geïnteresseerd is.
 Zoom = beeldvergroting
o Pre-write zoom = uitvergroten terwijl in real time gescand wordt  voordeel hiervan dat
kristallen alleen gebruikt worden voor dat deel van het beeld, optimale resolutie.
o Post-write zoom = uitvergroten op stilstaand beeld (freeze), dit leidt niet tot betere resolutie
 Gain = mate waarin terugontvangen geluid versterkt wordt. Hoe dieper een reflector, hoe meer
het geluid verzwakt is. Hier moet voor gecompenseerd worden  time gain compensation
(TGC). Deze kan per 1-3 cm diepte worden aangepast met schuifjes. De gain is optimaal ingesteld
als waterig vocht volledig zwart wordt weergegeven en bot wit. Met het vergroten van de gain
worden artefacten / ruis versterkt. Bij adipositas verbetert een hogere gain het beeld niet, dan is
verlagen van frequentie betere beeldoptimalisatie.
 Frame rate = aantal beelden per seconde, dit bepaald te hoeveelheid beelden als met cineloop
wordt teruggekeken en dus de temporele resolutie. Hoge frame rate kan bereikt worden door
niet dieper te scannen dan nodig en door smalle beeldhoek te creëren.
 Dynamic range = functie om hoeveelheid grijstinten te variëren, het verandert het contrast. Als er
weinig grijstinten worden vertoond wordt een beeld met een hoog contrast verkregen. Zijn er
juist veel grijstinten dan noemen we dit een laag contrast met veel grijsnuances. De witheid van
pixels wordt bepaald door de verschillen in intensiteit van het terugontvangen ultrageluid. Voor
zachte weefsels is een dynamic range met laag contrast en dus veel tinten handig, voor
echocardiografie is juist een dynamic range met hoog contrast en dus weinig tinten handig.

Beeldoptimalisatie
 Harmonic imaging = teruggekaatst ultrageluid wordt niet alleen in zijn uitgezonden frequentie
teruggekaatst maar ook in hogere harmonische frequenties. Deze zijn twee-, vier-, acht- etc. keer
de frequentie van de uitgezonden frequentie. Als bij beeldopbouw gefilterd wordt op die hogere
frequenties ontstaat een beeld met betere resolutie. Het reduceert artefacten en biedt betere
beeldvorming bij bijvoorbeeld adipositas. Echter gaat een hogere frequentie ten koste van de
penetratie, waardoor de axiale resolutie daalt. Deze functie moet altijd uitgeschakeld zijn bij een
NT meting, omdat hier de te meten lijnen dicht achter elkaar liggen. Synoniemen: tissue
harmonic imaging, harmonics
 Speckle reduction = speckles zijn artefactsignalen door interferentie van ultrageluid. Interferentie
ontstaat met name door verstrooiing van ultrageluid door reflectoren die te klein zijn om genoeg

2

, ultrageluid terug te kaatsen naar de transducer maar wel de richting van ultrageluid veranderen.
Zo worden homogene structuren afgebeeld met witte stippen erin. Vooral als beeld uitvergroot
wordt kunnen speckles zodanig hinderlijk zijn dat de anatomie niet goed gevisualiseerd kan
worden. Speckles zijn te reduceren met een hogere emissiefrequentie waardoor ze kleiner
worden. Ook worden ze minder hinderlijk door harmonic imaging. Hoe kleiner de speckles, hoe
mooier het beeld. Ook kunnen speckles gefilterd worden door wiskundige algoritmes.
Synoniemen: XRES, speckle reduction imaging, adaptive image processing, dynamic tissue
contrast enhancement, speckle reduction
 Persistance = bij de kleinste bewegingen verandert het speckle patroon door andere reflecties en
interferentiepatronen. Persistance correleert opeenvolgende beelden met elkaar waardoor een
fijnere structuur ontstaat met een zachter beeld. Dit komt optimaal tot zijn recht in lever /
placenta / vruchtwater (homogeen). Wel gaat dit ten koste van de temporele resolutie, en geeft
dit een langzamere frame rate. Dit kan niet bij echocardiografie gebruikt worden of bij
echogeleide ingrepen.
 Compound imaging = normaliter wordt ultrageluid loodrecht uitgezonden vanuit de elementen in
de probe. Dit kan goed worden teruggekaatst door reflectoren horizontaal onder de probe. Maar
reflectoren onder een hoek kaatsen maar een deel van het geluid terug. En
reflectoren die verticaal onder de probe liggen kunnen zelfs helemaal geen
geluid terugkaatsen. Dit probeert compound imaging te verhelpen, het
zorgt ervoor dat de emissie van ultrageluid onder diverse hoeken vanuit de
transducer plaatsvindt. Zo worden reflectoren onder een hoek beter
afgebeeld, slagschaduwen en artefacten worden verminderd. Wel gaat het
ten koste van de frame rate. Ook verandert het de contrastopbouw.
Synoniemen: SonoCT, Cross-X-beam, spatial compound imaging, SieClear, ApliPure Plus

Doppler
 Dopplereffect = waarnemer hoort hogere toon dan de toon die een geluidsbron uitzendt als de
bron en waarnemer elkaar naderen en een lagere toon als ze van elkaar verwijderen.
 Als de frequentieverschuiving van ultrageluid bepaald kan worden kan de snelheid van een
bewegende structuur ten opzichte van de transducer berekend worden. Dit wordt doorgaans
gebruikt om bloedstroomsnelheid te meten.
 Doppler ultrageluid = maakt gebruik van het feit dat de echo van een bewegende structuur een
andere frequentie heeft dan de emissiefrequentie waarmee het object getroffen wordt. Dit
frequentieverschil (∆F) kan worden gemeten. De snelheid (v) van de bewegende structuur ten
opzichte van de transducer kan worden berekend met een formule:
∆F = Fr – Ft = (2 Ft x v x cos α)/c
 ∆F = frequentieverschil, oftewel het dopplereffect
 Fr = ontvangen frequentie
 Ft = uitgezonden frequentie
 v = snelheid
 cos α = hoek α waaronder de structuur zich beweegt t.o.v. transducer (insonatiehoek)
 c = voortplantingssnelheid van ultrageluid in weefsel (1540 m/s)
De cosinus van 90° = 0 dus bij een insonatiehoek van 90° is er geen dopplereffect. Boven de
60° is de wiskundige curve van de cosinus dusdanig steil waardoor de meetfout van metingen
erg groot wordt. Daarom worden er geen dopplermetingen verricht bij α > 60°.
 Bloedstroomsnelheid = het grootst in het midden van het vat en lager bij de vaatwanden door de
vaatweerstand
 Continuous wave (CW) = bedient zich van twee elementen: één om signaal uit te zenden en één
om signaal te ontvangen. Inherent aan continu uitzenden en ontvangen is dat de tijd tot het
ontvangen niet vastgesteld kan worden en dus niet kan onderscheiden van welke diepte een



3

, signaal komt. Daarom kan er met CW geen afbeelding gemaakt worden. (CTG / doptone) Met CW
doppler zijn veel hogere snelheden te meten dan met PW doppler
 Pulsed wave (PW) = alternerend wordt ultrageluid uitgezonden en ontvangen (net als bij B-
echoscopie). Gedetecteerde frequentieverschillen worden omgerekend tot snelheden. Dit kan
worden gecombineerd met tweedimensionale beeldvorming. Nadeel van deze techniek is dat
met korte intervallen wordt gemeten: pulse repetition frequency (PRF).
o De maximale bloedstroomsnelheid die te meten is hangt af van de PRF die wordt ingesteld. Dit
beperkt de bovengrens van de te meten snelheid, dit is de schaal waarmee gemeten wordt.
De snelheid die maximaal gemeten kan worden is ½ x PRF. Wordt de snelheid hoger, dan
wordt niet de juiste sinus gedecteerd door te weinig meetpunten (niet van toepassing in
verloskunde doordat maximale bloedstroomsnelheden beperkt zijn).
 Kleurendoppler = verkregen dopplerinformatie wordt in kleur weergegeven. Er ontstaat een
beeld met een laag gedetecteerde beweging over het B-beeld heen.
o Flow naar transducer toe
o Flow van transducer af
 Powerdoppler = ook wel energy doppler, geeft tevens intensiteit dopplersignaal weer. Zo is de te
detecteren snelheid niet meer afhankelijk van de PRF omdat de insonatiehoek bijna volledig
vervalt. De PRF kan heel laag gehouden worden, en dus kunnen heel lage snelheden ook
gedetecteerd worden. Zo is power doppler veel sensitiever voor lage stroomsnelheden, maar de
richting van bloedstroming kan niet worden weergegeven. Hiervoor moet het met color doppler
gecombineerd worden.
 Wall filter = filter op dopplerapparatuur die lage frequenties kan wegfilteren, oftewel de
frequenties die zich rondom de x-as bevinden (bewegingen van de vaatwand) en alleen maar
verstoring van het spectrum geven. MAAR bij een verminderde EDF kan men denken dat er
sprake is van afwezige EDF (pathologisch), dus wall filter zo laag mogelijk (< 125 Hz / uitschakelen)
 Bloedstroomcurve = vorm wordt bepaald door interactie van voorwaartse bloeddrukgolf met
teruggekaatste drukgolven door perifere weerstand in distale stroomgebied van bloedvat.
 Perifere weerstand hoog  voorwaartse drukgolf sterk gereflecteerd zodat diastolische deel
van de drukgolf wordt gedempt  lage of afwezige einddiastolische flow (EDF) of zelf
omgekeerde stroomrichting tijdens diastole.
 Perifere weerstand laag  voorwaartse drukgolf minder gedempt waardoor diastolische
bloedstroomsnelheid relatief hoog is en pulsaliteit laag is
 Maternale en foetale zijde van placentaire vaatbed gekenmerkt door lage pulsaliteit
 Bloedstroompulsaliteit = geeft indirecte informatie over perifere impedantie (weerstand en
compliantie) in het distale stroomgebied van een arterie.
 Wordt met name bepaald door hartprestatie (drukopbouw), die voornamelijk de systolische fase
bepaalt alsook de hartfrequentie en de bloedviscositeit.
 Max-kromme = kwantificering van dopplersignaal. Van de max-kromme kunnen de
pieksystolische (S); de einddiastolische (D) en de gemiddelde bloedstroomsnelheid berekend
worden. Hiermee kan de bloedstroomsnelheidscurve in maat en getal worden uitgedrukt:
 S/D-ratio = systolic / diastolic ratio
 RI = resistance index = S – D / S (in feite hetzelfde als SD ratio)
 PI = pulsatility index = S – D / gemiddelde snelheid
PI is de meest zinvolle kwantificering want als de orm van het signaal verandert zonder dat
einddiastolische niveau verandert dan wordt dat wel in de PI maar niet in de S/D-ratio of RI
weergegeven. Maar alle drie zijn sterk met elkaar gecorreleerd. Bezwaar bij RI en S/D-ratio is
dat bij een afwezige EDF de S/D ratio exponentieel stijgt en de RI 1 zal naderen. Alle drie de
maten zijn dimensieloos.




4