- 2 Физика и артефакты
- 2 Физика и артефакты
- 2.1 Основные принципы ультразвука
- 2.1.1 Ультразвуковые волны
- 2.1.2 Распространение волн в однородных средах
- 2.1.3 Распространение волн в неоднородных средах
- 2.1.4 Doppler Echo
- 2.2 Построение эхоскопического изображения
- Амплитудный режим
- Режим яркости
- Режим движения
- Цветовая допплерография
- Силовая доплерография
- 2.3 Преобразователи
- 2.3.1 Типы преобразователей
- 2.4 Разрешение
- 2.4.1 Осевое разрешение
- 2.4.2 Боковое разрешение
- 2.4.3 Разрешение по высоте
- 2.5 Артефакты в сонографии
- 2.5.1 Артефакты в 2D ультразвуке
- 2.5.2 Артефакты при ультразвуковой допплерографии
- 2.6 Достижения в построении эхоскопических изображений
- 2.6.1 Комплексная визуализация
- 2.6.2 Гармоническая визуализация
- 2.6.3 Эластография
- 2.7 Биологические эффекты и безопасность
2 Физика и артефакты
10.1055/b-0035-122518
2 Физика и артефакты
Роб Питерс
Ультразвуковая визуализация — популярный метод визуализации в клинической практике. Он используется более 6 десятилетий. Медицинский ультразвук относительно недорог, неинвазивен и портативен; он обладает хорошим пространственным и временным разрешением; и он безопасен. Ультразвуковая визуализация основана на использовании эха звуковой волны для получения изображения области инсонирования. Он основан на таких методах, как гидролокатор (soи naнаблюдение за ra) и неразрушающий контроль материалов.
Первое клиническое ультразвуковое изображение было получено Карлом и Фридрихом Дуссиками в Вене в 1946 году. Они использовали метод передачи, аналогичный методу, используемому при рентгеновской визуализации. В 1949 году было описано первое импульсное эхо. После этого были получены 2D изображения в сером масштабе. В 1956 году Зиро Канеко представил метод Доплера. В 1965 году Siemens представила VIDOSON, первую 2D-систему серого масштаба в реальном времени.
В 1971 году профессором Клаасом Бомом из Университета Эразмус в Роттердаме, Нидерланды (система Multiscan) и компанией Toshiba (SSD-12) одновременно были представлены первые коммерчески доступные системы на основе массивных преобразователей. В 1979 году профессор Бом совместно с профессором Владимировым, акушером, представили Минивизор, первый портативный ультразвуковой томограф.
После этих достижений ультразвуковые сканеры стали доступны многим компаниям. Технологии превратились в такие приложения, как life 3D и эластография, и развитие по-прежнему идет быстрыми темпами.
2.1 Основные принципы ультразвука
2.1.1 Ультразвуковые волны
Ультразвук определяется как звук, имеющий частоту выше 20 кГц. Это выходит за верхний предел слышимого человеком спектра. Частоты, используемые в медицинском ультразвуковом исследовании, обычно варьируются от 1 до более чем 20 МГц.
Ультразвуковые волны — это волны продольного сжатия. Продольное означает, что движение частиц среды параллельно направлению движения волны. Это отличие от поперечных волн, подобных волнам на воде. Здесь движение частиц перпендикулярно направлению волны. При продольных волнах давления движение частиц приводит к областям сжатия и расширения, соответствующим областям высокого и низкого давления соответственно.
2.1.2 Распространение волн в однородных средах
Степень сжатия связана со свойствами среды распространения. Эти свойства характеризуются акустическим сопротивлением, Z
Z= pckg⋅m-2⋅s-1{Z}= {\rho } {c}\слева ({k} {g} \cdot {{m}}^{-2}\cdot {{s}} ^{-1} \справа)
где ρ — плотность среды [кг · м-3], а c — скорость звука в среде [мс-1]. Втаблице 2.1 перечислены различные свойства материалов и тканей.
Таблица 2.1 Акустические свойства различных материалов и тканей | |||
---|---|---|---|
Материал / Ткань |
ρρ{\rho } [кг · м-3] |
c [мс-1] |
Z [кг · м-2·с-1] (× 106) |
Воздух |
1.2 |
330 |
0.0004 |
Легкие |
300 |
600 |
0.18 |
Жирные |
924 |
1,450 |
1.34 |
Вода |
1,000 |
1,480 |
1.45 |
Почка |
1,041 |
1,565 |
1.63 |
Кровь |
1,058 |
1,560 |
1.65 |
Печень |
1,061 |
1,555 |
1.65 |
Мышцы |
1,068 |
1,600 |
1.71 |
Кость черепа |
7,500 |
4,080 |
30.6 |
Среда распространения ультразвуковой волны не влияет на частоту (f). Однако длина волны (λ) зависит от среды следующим уравнением:
λ=cf λm\lambda ={c\over{f}} \lambda \left[m\ right]
2.1.3 Распространение волн в неоднородных средах
Точно так же, как визуальный свет, звук прерывается и отражается от неоднородностей в средах (рис. 2.1), согласно закону Снелла:
sin aic1= sin arc1=sin atc2{{s}{i}{n}{ }{\alpha }_{{i}}\over{{c}_{1}}}={{s}{i}{n}{ }{\alpha }_{{r}}\over{{c}_{1}}}={{s}{i}{n}{ }{\alpha }_{{t}}\over{{c}_{2}}}
Рис. 2.1 Отражение и преломление на неоднородностях в средах.
Отражение
Коэффициент отражения Rp описывает долю звукового давления, которая отражается от поверхности раздела, и определяется следующим уравнением:
РП=PiPr=З2⋅созАИ-З1⋅созatZ2⋅созАИ+и Z1⋅созу{р}_{{п}}={{р}_{{я}}\над{{П}_{{Р}}}}={{З}_{2}\cDOT на {Потому что}{\Альфа }_{{я}}-{з}_{1}\cDOT на {Потому что}{\Альфа }_{{Т}}\над{{З}_{2}\cDOT на {Потому что}{\Альфа }_{{я}}+{з}_{1}\cDOT на {Потому что}{\Альфа }_{{Т}}}}
где Pi и Pr представляют амплитуду падающего давления (высоту) и амплитуду отраженного давления соответственно.
Для перпендикулярного падения (α = 0 °, cos α = 1) эта формула упрощается следующим образом:
RP=PiPr= Z2-Z1Z2+ Z1{R}_{{P}}={{P}_{{i}}\over{{P}_{{r}}}}={{Z}_{2}-{Z}_{1}\over{{Z}_{2}+{Z}_{1}}
Интенсивность — это количество мощности (энергии в единицу времени) на единицу площади. Она пропорциональна квадрату амплитуды давления:
I∝P2I\propto {P}^{2}
Таким образом, в случае перпендикулярного падения коэффициент отражения интенсивности становится:
RI=IiIrZ2-Z1Z2+Z12{R}_{{I}}={{I}_{{i}}\over{{I}_{{r}}}}{\left({{Z}_{2}-{Z}_{1}\over{{Z}_{2}+{Z}_{1}}}\right)}^{2}
с Ii и Ir, представляющими интенсивность падающего излучения и отраженную интенсивность соответственно.
IR находится в диапазоне от 0 до 1. При 0 энергия не отражается; эхо-сигнала не возникает. Это когда Z1 = Z2. В среде нет разрыва и границы, на которой можно отражаться. При RI = 1 отражается вся энергия падающей волны. Энергия не передается через границу. Это происходит, когда существует большая разница между Z1 и Z2 (Z1 << Z2 или Z1 >> Z2).
Как видно из таблицы 2.1, значения акустического сопротивления биоматериала составляют порядка 1,3-1,7×106 кг·м-2·с-1. Это приводит к коэффициентам отражения порядка 0,02. Это означает, что 2% интенсивности падающей волны отражается от границы, а 98% передается и может создавать эхо-сигналы соседних структур. Обратите внимание, что без этих небольших различий в акустическом импедансе биоматериалов ультразвуковая визуализация была бы невозможна.
Рефракция
Как видно на рис. 2.1, проходящая волна преломляется. Интересное явление, называемое полным отражением, возникает, когда при заданном c2 > c1 угол падения αi превышает критическое значение, называемое αc. Этот угол называется критическим углом (рис. 2.2). Преломленная волна не проникает во вторую среду. Она распространяется вдоль границы раздела. Следовательно, αt = 90°.
Рис. 2.2 Отражение под критическим углом.
Мы получаем критический угол αc, подставляя sin αt = 1 в уравнение 2.3:
sinac=C1C2{sin}{\alpha }_{c}={{C}_{1}\over{{C}_{2}}}
На границе раздела жира и мышц мы получаем sin αi = 1450/1600. Это дает критический угол 65 °.
Рассеяние
Гладкая граница между двумя средами, размеры которой намного превышают длину волны ультразвука, вызывает отражение, как было объяснено ранее. Этот тип отражения называется зеркальным или гладким отражением. Шероховатость поверхности раздела приводит к так называемому неспецифическому отражению. Отражение падающей волны распространяется в диапазоне углов отражения. То же самое происходит с небольшими объектами в ткани, размером примерно с длину волны или меньше. Неспецифическое отражение также называют диффузным отражением или рассеянием.
В случае рассеяния падающая волна распространяется в диапазоне углов отражения. Это означает, что интенсивность обратного рассеяния, той части рассеянного сигнала, которая может быть обнаружена ультразвуковой системой, довольно мала.
Ослабление
Рассеяние и поглощение энергии в ткани вызывают ослабление ультразвукового луча. Это ослабление происходит экспоненциально с увеличением расстояния, которое ультразвуковая волна проходит через среду. На рис. 2.3 показано ослабление ультразвука в ткани печени для разных частот в зависимости от глубины проникновения. Необходимо учитывать, что общее расстояние, пройденное ультразвуковым импульсом и эхо-сигналом, в два раза превышает глубину проникновения.
Fig. 2.3 Attenuation of ultrasound in liver tissue.
The relative loss of acoustic intensity is expressed in the attenuation coefficient μ [dB/(MHz·cm)].
A decibel is not a unit, but it indicates a ratio—in this case, the ratio between the intensity of the incident wave and the transmitted wave. The relative intensity in decibels is defined as follows:
Relative intensity =10logI2I1{R}{e}{l}{a}{t}{i}{v}{e}{\,}{i}{n}{t}{e}{n}{s}{i}{t}{y}{ }={10}_{log}\left({{I}_{2}\over{{I}_{1}}}\right)
An intensity ratio of 106 equals 60 dB. A ratio of 2 equals 3 dB, whereas a ratio of 0.5 equals –3 dB. The logarithmic relation compresses the values of the intensity ratio into a more manageable number range.
2.1.4 Doppler Echo
Doppler Effect
The Doppler effect is a change in the frequency of a sound due to the relative motion of the source and the receiver. This change in frequency is called the Doppler shift. In daily practice, we hear the Doppler effect when the siren of an ambulance passes by. When the vehicle is approaching, the pitch is high. As the ambulance passes by, the pitch gets lower.
При ультразвуковой визуализации мы сталкиваемся с движущимися объектами, такими как клетки крови. Ультразвуковая волна отражается от этих клеток. Таким образом, клетки становятся передатчиками звука (эхо). На рис. 2.4 источник звука перемещается влево. Длина волны слева меньше длины волны справа. С частотой происходит обратное. Перпендикулярно направлению движения (вверх и вниз) длина волны не изменяется. Следовательно, в этих направлениях нет изменения частоты.
Изменение частоты из-за эффекта Доплера, также называемого доплеровским сдвигом, определяется следующим уравнением:
∆Ф=в cosα⋅2⋅fsend⋅ВК∆Ф={потому что}\влево(\Альфа \право)\cDOT на {2\cDOT на {Ф}_{отправка}\cDOT на В\над{с}}
с помощью fотправьте ультразвуковую частоту падающей волны, v скорость отражателя (ячейки), c скорость звука и α угол инсонирования, как показано на фиг. 2.5. Для вычисления v уравнение 2.10 можно переписать следующим образом:
в=∆Ф⋅С2⋅fsend⋅созАВ={∆Ф\cDOT на С\над{2\cDOT на {Ф}_{отправка}\cDOT на {Потому что}\влево(\Альфа \справа)}}
Доплеровский сдвиг и, следовательно, профиль скорости могут быть представлены на доплеровской спектрограмме (рис. 2.6).
Рис. 2.6 Доплеровская спектрограмма с огибающей максимальной скорости (синий).
Исходя из типичных значений fsend = 4 МГц, c = 1480 мс-1, v = 0,5 мс-1 и α = 30°, мы получаем доплеровский сдвиг в 2350 Гц (уравнение 2.10). Это находится в слышимом диапазоне. Представление этого доплеровского сдвига через громкоговоритель может помочь в позиционировании зонда и даже может помочь в диагностике. Во время беременности кровоток в артериях пуповины можно контролировать с помощью акустического представления доплеровского сдвига. Патологии дают характерные изменения в паттернах доплеровского сдвига, и их легко выявить на слух. Это простое, но очень эффективное ультразвуковое устройство является стандартным оборудованием акушерки.
Для типичного ультразвукового доплеровского измерения fsend известен, а c предполагается. Угол интонации устанавливается на пульте ультразвукового аппарата. Если угол интонации остается небольшим, незначительные изменения в расположении ультразвукового преобразователя, приводящие к небольшим изменениям α, мало влияют на определение v. Однако. Если мы увеличим угол, небольшая ошибка в α приведет к увеличению ошибки в v. Предполагая, что α = 30° и v = 0,5 мс-1, отклонение реального значения α на 3° (по сравнению с предполагаемым значением α) приводит к ошибке до 3% при определении v. Одно и то же измерение при α = 60 ° приводит к ошибке до 10% при определении v. Таким образом, для доплеровских измерений угол инсонирования должен быть как можно меньшим.
Непрерывная волновая допплерография
Непрерывный волновой допплер непрерывно передает и принимает ультразвук. Скорость можно легко определить путем извлечения доплеровского сдвига посредством демодуляции ультразвукового эха. Таким образом, нет принципиального верхнего предела скоростей, которые могут быть измерены.
Однако нет информации о периоде времени, необходимом звуку для распространения взад и вперед, и, следовательно, недоступна пространственная информация.
Импульсно-волновой допплерограф
В импульсно-волновом допплерографе из каждого принятого импульса берется одна проба. В результате получается набор выборок, описывающих сигнал, который имеет ту же частоту, что и доплеровский сдвиг. Это своего рода демодуляция с помощью недостаточной дискретизации.
Если ультразвуковой импульс не испускался до получения эхо-сигнала предыдущего импульса, пространственная информация содержится во времени, которое потребовалось для поступления эхо-сигнала. Однако из-за выборки максимальная скорость, которую можно измерить, ограничена. Она связана с частотой следования импульсов в соответствии с теоремой выборки Найквиста–Шеннона.
Теорема Найквиста–Шеннона утверждает, что при наличии непрерывного сигнала, в котором компоненты не превышают половины частоты выборки, исходный сигнал может быть идеально восстановлен по выборкам.
2.2 Построение эхоскопического изображения
Построение изображения в основном выполняется путем последовательного излучения пучка небольших ультразвуковых импульсов, называемых импульсами, за которыми следует период прослушивания их эхо-сигналов. Чем больше времени требуется для получения эхо-сигнала, тем дальше граница, вызвавшая этот эхо-сигнал. Зная направление падающего импульса, можно получить информацию о пространственном положении границы.
Время между повторяющимися импульсами определяет максимальное расстояние, с которого могут обрабатываться эхо-сигналы. При обнаружении эхо-сигналов на глубине до 15 см и при условии скорости звука 1480 мс-1 требуется минимальный период следования импульсов (PRP), равный (2 × 0,15)/1480 = 203 мкс. Таким образом, максимальная частота следования импульсов (PRF) в этом примере составляет 4,9 кГц.
Интенсивность эхо-сигнала говорит кое-что об изменении акустического сопротивления на границе. Затем это предоставляет информацию об анатомических структурах, образующих границу.
Эхо-сигналы, исходящие от похожих границ, могут отличаться по интенсивности из-за ослабления сигнала. Чем глубже структура, тем больше ослабление. Это ослабление можно компенсировать с помощью компенсации временного усиления (TGC), обычно это набор ползунков на консоли ультразвукового аппарата. TGC усиливает эхо-сигналы от более глубоких структур.
Происхождение принимаемых эхо-сигналов варьируется от зеркального отражения до рассеяния. Это приводит к широкому динамическому диапазону интенсивности этих эхо-сигналов. Чтобы иметь возможность отображать эту информацию на экране в виде серых заметок, необходимо выполнить сжатие динамического диапазона. Это достигается так называемым логарифмическим сжатием. Логарифмическое соотношение сжимает значения отношения интенсивностей в более управляемый диапазон чисел. При построении изображений это означает, что в ограниченном количестве имеющихся в нашем распоряжении оттенков серого может быть представлен огромный диапазон интенсивностей эхо-сигнала.
Амплитудный режим
В амплитудном режиме (A-режим) используется одна линия ультразвуковых импульсов. Вдоль этой линии сканирования, линии A, границы тканей генерируют эхо-сигналы. Амплитуды этих эхо-сигналов отображаются в зависимости от расстояния до зонда. A-режим (рис. 2.7) в настоящее время используется в офтальмологических приложениях для точного измерения расстояния до глаза.
Режим яркости
В режиме яркости (B-режим; Рис. 2.8) 2D-изображение строится из нескольких линий сканирования. Интенсивность эхо-сигнала представлена уровнями серого. Изображение в режиме B — это тип изображения, обычно используемый при ультразвуковой визуализации. Оно представляет собой 2D-срез облучаемого объекта в реальном времени и используется для изучения анатомии и функций.
Режим движения
При ультразвуковом исследовании в режиме движения (M-mode) выбирается одна линия сканирования на изображении В режиме B. Эта линия сканирования проходит через движущуюся анатомическую структуру (рис. 2.9). Изменения интенсивности этой единственной линии сканирования нанесены на график в зависимости от времени.
Рис. 2.9 Режим движения нижней полой вены.
M-режим может обеспечить превосходное временное разрешение паттернов движения. В кардиологии он используется для оценки состояния сердечных клапанов и другой анатомии сердца.
Цветовая допплерография
При цветном допплере информация о скорости объединяется с изображением в режиме B. Скорость представлена в цветовой шкале. Широко используются цветные доплеровские изображения (рис. 2.10). При обследовании сосудов они добавляют информацию о кровотоке. Кроме того, он может визуализировать перфузию и обнаруживать стеноз.
Рис. 2.10 Цветовая доплерография.
Силовая доплерография
В дуплексном режиме скорости могут быть определены с помощью импульсно-волнового доплера. Цвета, расположенные поверх изображения в режиме B, представляют значения скорости в этом конкретном месте. Базовые вычисления занимают много времени. В power Doppler для представления цвета используется только общая мощность доплеровского сигнала. Информация о направлении игнорируется. Это значительно повышает чувствительность. Более короткое вычислительное время может быть преобразовано в более высокое временное и / или пространственное разрешение.
На процедуры энергетической допплерографии мало влияет угол интонации (рис. 2.11). Он превосходит по визуализации мелкую сосудистую сеть и используется для визуализации перфузии.
2.3 Преобразователи
Ультразвуковой импульс генерируется путем возбуждения кристалла электрическим импульсом (рис. 2.12). Пьезоэлектрический кристалл генерирует электрический сигнал при деформации. С другой стороны, при подаче электрического сигнала кристалл деформируется. Таким образом, кристалл можно использовать как для генерации, так и для приема сигналов.
Рис. 2.12 Пьезоэлектрический эффект.
Ультразвуковой импульс генерируется, когда эхо-сигналы выходят из кристалла. Затем кристалл переключается в режим приема входящих эхо-сигналов. По истечении определенного времени, времени повторения импульса, когда ожидается, что эхо-сигналы больше не будут приниматься, генерируется следующий импульс и так далее.
2.3.1 Типы преобразователей
Существуют две основные формы ультразвуковых преобразователей или зондов: линейные / криволинейные антенные решетки и фазированные антенные решетки. Они идентифицируются по способу получения ультразвукового луча и по охвату поля зрения.
Линейный массив
Преобразователь с линейной матрицей состоит из массива кристаллов. Последовательно обжигается группа соседних кристаллов, в результате чего образуется активная область преобразователя. Таким образом, создается единая линия сканирования. Затем группа кристаллов сдвигается на один или несколько элементов и выполняется другое сканирование, генерирующее следующую строку эхо-информации. Таким образом, ультразвуковой луч последовательно проходит через интересующую область. Количество линий сканирования приблизительно равно количеству кристаллов (рис. 2.13).
Рис. 2.13 Преобразователь с линейной матрицей.
Установка массива кристаллов на плоскую поверхность датчика позволяет получить прямоугольное изображение. Ширина изображения и количество линий сканирования одинаковы на всех уровнях ткани.
Установка матрицы кристаллов на изогнутую поверхность преобразователя создает трапециевидное изображение. Этот тип преобразователя известен как преобразователь с изогнутой матрицей. Плотность линий сканирования уменьшается с увеличением расстояния от преобразователя. Преимуществом линейного матричного преобразователя является широкое поле зрения.
Фазированная решетка
Кристаллы преобразователя с фазированной антенной решеткой обычно плотно сгруппированы вместе, образуя небольшую площадь (рис. 2.14). В преобразователе с фазированной антенной решеткой, в отличие от преобразователя с линейной антенной решеткой, все кристаллы одновременно используются для генерации ультразвукового луча.
Рис. 2.14 Преобразователь с фазированной антенной решеткой.
Угол наклона отдельных линий сканирования регулируется настройкой задержки срабатывания отдельных кристаллов. Это называется электронным управлением лучом (рис. 2.15). Тот же метод также используется при электронной фокусировке (рис. 2.16).
Рис. 2.15 Управление лучом. Рис. 2.16 Электронная фокусировка.
Преобразователи с фазированной антенной решеткой используются в случаях с небольшим входным окном, например, при визуализации головного мозга новорожденных, при которой ширина неонатального родничка может быть ограничивающим фактором.
2.4 Разрешение
При эхоскопической визуализации пространственное разрешение неодинаково по всему изображению. Это зависит от процесса формирования луча.
2.4.1 Осевое разрешение
Осевое разрешение или продольное разрешение — это минимальное расстояние, которое можно различить между двумя отражателями, расположенными в направлении ультразвукового луча.
Осевое разрешение зависит от длины волны ультразвукового импульса и лучше при короткой длине волны. Таким образом, чем выше частота, тем короче длина волны и, следовательно, выше осевое разрешение. Фокусировка не влияет на осевое разрешение.
2.4.2 Боковое разрешение
Боковое разрешение — это минимальное расстояние, которое можно различить между двумя отражателями, расположенными перпендикулярно направлению луча. Боковое разрешение зависит от ширины ультразвукового луча. При малой ширине ультразвукового луча боковое разрешение высокое. При фокусировке боковое разрешение самое высокое в фокальной зоне.
2.4.3 Разрешение по высоте
Разрешение по высоте или толщина среза — это толщина ультразвукового луча. Он перпендикулярен плоскости изображения. Толщина среза зависит от высоты кристаллов почти так же, как поперечное разрешение зависит от ширины ультразвукового луча (рис. 2.17). Объектив с фиксированным фокусным расстоянием используется для оптимизации толщины среза при фиксированном фокусном расстоянии.
Рис. 2.17 Разрешение ультразвуковой визуализации.
2.5 Артефакты в сонографии
Артефакт определяется как неправильное отображение анатомии. При ультразвуковой визуализации существует множество различимых типов артефактов. Здесь обсуждается набор часто встречающихся артефактов.
2.5.1 Артефакты в 2D ультразвуке
Основной причиной появления этих артефактов является тот факт, что при построении эхоскопического изображения делается ряд базовых допущений. Некоторые важные допущения следующие:
- Ширина звукового пучка бесконечна.
- Звук распространяется по прямой линии.
- Звук распространяется с постоянной скоростью.
- Волна давления отражается только один раз.
- Принятое отражение исходит от последнего испущенного импульса.
Несоблюдение этих допущений приводит к возникновению артефактов, подобных тем, которые обсуждаются в следующих разделах.
Затенение
Затенение (рис. 2.18) возникает, когда не принимается эхо-сигнал из области, удаленной от объекта или границы раздела (выпадение ткани), из-за высокого ослабления, отражения или преломления падающего луча. Это происходит с костями или камнями. Затенение можно распознать, слегка наклонив или покачав датчик. Гипоэхогенная область будет следовать за движением датчика.
Рис. 2.18 13-летняя девочка с камнями в желчном пузыре. Затемнение сзади (стрелки) за камнями в желчном пузыре (стрелка).
Улучшение
Усиление в некоторой степени связано с затенением (рис. 2.19). Это происходит дистальнее объектов с низким затенением. Из-за низкого ослабления эхо-сигналы дистальных структур имеют относительно высокую интенсивность. Усиление происходит дистальнее заполненных жидкостью полостей, таких как желчный пузырь или кисты. Это также можно увидеть в глубине очень однородной ткани. Опять же, небольшой наклон или покачивание датчика выявляет артефакт.
Рис. 2.19 Артефакт усиления за мочевым пузырем.
Реверберация
Артефакт реверберации также известен как артефакт хвоста кометы (рис. 2.20). Он возникает, когда ультразвуковой импульс попадает в ловушку между двумя близко расположенными границами с высокой отражающей способностью. Часть импульса отражается между границами, таким образом заставляя его перемещаться взад и вперед.
При каждом отражении небольшая часть интенсивности передается через границу и принимается преобразователем. Задержка этих эхо-сигналов связана с количеством отражений импульса в его ловушке. Этим эхо-сигналам требуется больше времени, чтобы достичь преобразователя. Таким образом, они отображаются в виде серии эхо-сигналов на все большей глубине. Опять же, небольшой наклон или раскачивание преобразователя выявляет артефакт.
Рис. 2.20 Артефакт реверберации на диафрагме (стрелка).
Зеркальные артефакты
Когда высокоотражающая поверхность расположена дистальнее объекта, призраки объекта отображаются дистальнее высокоотражающей поверхности. Призрак генерируется множественными отражениями, вызванными одним и тем же явлением, описанным с артефактом реверберации.
Зеркальный артефакт обычно возникает, например, в диафрагме, где в грудной клетке отображается ошибочное изображение печени (рис. 2.21).
Рис. 2.21 Зеркальный артефакт печени над диафрагмой.
2.5.2 Артефакты при ультразвуковой допплерографии
Наложение псевдонимов
Сглаживание является распространенным артефактом в импульсно-волновой допплерографии. Это происходит из-за недостаточной дискретизации. Ультразвуковое эхо отбирается в PRF. Согласно критерию Найквиста–Шеннона, PRF должен быть больше, чем в два раза максимального доплеровского сдвига. Если не соблюдать критерий Найквиста–Шеннона, частоты нельзя будет однозначно различить. Более высокие частоты снова складываются в спектр (рис. 2.22). На доплеровской спектрограмме сглаживание отображается, как на рис. 2.22.
Рис. 2.22 Сглаживание на доплеровской спектрограмме. Пики спектра показаны ниже при -40 см/с.
Сглаживание на цветном доплеровском изображении показано на рис. 2.23. На цветном доплеровском изображении сглаживание и турбулентность выглядят довольно похоже. Однако при турбулентности градиент от положительной скорости к отрицательной всегда проходит область нулевой скорости. Это означает, что между красным и синим цветами всегда есть черная линия. В случае сглаживания черная линия отсутствует.
Рис. 2.23 Наложение сглаживаний при цветной допплерографии аорты и верхней брыжеечной артерии. Шкала скоростей от -13 до + 13 см/ с слишком низкая.
Флэш-артефакт
Все движения, включая непреднамеренные, приводят к доплеровскому сдвигу. При эхоскопии печени возникает характерный артефакт-вспышка (рис. 2.24). Когда пациент кашляет, орган движется, и это движение отображается в цветном диапазоне на цветном или энергетическом доплеровском изображении.
В главе 17 приведены примеры и советы, касающиеся применения технических факторов при ультразвуковом исследовании.
2.6 Достижения в построении эхоскопических изображений
Технический прогресс позволил улучшить качество изображений и открыл новые источники информации в ультразвуковом эхо-излучении. В качестве примеров этого прогресса рассматриваются составные изображения, гармонические изображения и эластография.
2.6.1 Комплексная визуализация
В комплексной визуализации управление лучом используется для получения набора эхоскопических изображений с разным (боковым) углом для каждого изображения. Изображения суммируются в одно объединенное изображение. Объединенное изображение имеет лучшее качество, поскольку шум изображения уменьшен. Кроме того, изогнутые и неправильные структуры лучше визуализируются.
2.6.2 Гармоническая визуализация
Скорость звука немного зависит от давления. Чем выше давление, тем выше скорость звука. Таким образом, при распространении через ткань ультразвуковая волна, состоящая из областей с более высоким и более низким акустическим давлением, деформируется. Детали с более высоким акустическим давлением движутся быстрее, чем детали с более низким акустическим давлением.
В теории сигналов эта деформация означает, что вводятся высшие гармоники. Высшие гармоники, называемые тканевыми гармониками, могут использоваться для построения ультразвуковых изображений, что приводит к получению изображений с более высоким разрешением. Поскольку гармоники генерируются внутри ткани, а не излучаются преобразователем, путь их распространения через ткань относительно короткий. Эхоскопические изображения, полученные с более высокими гармониками, имеют лучшее разрешение на большей глубине, чем изображения, сделанные только с основной частотой.
Гармоническая визуализация берет свое начало в контрастном ультразвуковом исследовании. При контрастном ультразвуковом исследовании (воздушный) пузырь внутри ультразвукового пучка деформируется из-за переменного акустического давления импульса давления. При низких изменениях давления деформация линейна. При высоких изменениях давления деформация становится линейной. Линейность вносит гармоники в эхо-сигнал пузырька. Интенсивность этих гармоник высока в отличие от тканевых гармоник. Визуализация только высокоинтенсивных гармоник контрастного ультразвука позволяет визуализировать перфузию.
2.6.3 Эластография
Ультразвуковая эластография позволяет получить функциональную информацию путем мониторинга деформации ткани. Это своего рода пальпация с использованием ультразвука. Получается информация о жесткости ткани.
Осевая деформация
При манипулировании датчиком (сжатии) подлежащая ткань может деформироваться. Области низкой жесткости деформируются сильнее, чем области высокой жесткости. Степень деформации раскрывает информацию о жесткости ткани.
На рис. 2.25 преобразователь эхо-сигнала помещен на объект, содержащий мягкую и твердую области. Многократное нажатие на преобразователь приводит к деформации объекта с относительно большей деформацией в мягкой области. Затем изменения в эхо-изображении во время деформации представлены в эластографическом изображении объекта. Это цветное доплеровское изображение, которое может быть закодировано цветом (мягкий, средний, жесткий) и объединено в изображение в режиме B. Таким образом, можно определить относительную жесткость тканей.
Рис. 2.25 Ультразвуковая эластография: приложение внешнего давления.
Боковая деформация
Количественное измерение жесткости тканей возможно с помощью так называемой эластографии поперечной волной. Ультразвуковые импульсы вызывают поперечную волну, которая распространяется перпендикулярно ультразвуковой волне, параллельно поверхности. Частота поперечной волны на порядки меньше частоты ультразвуковой волны (рис. 2.26).
Благодаря визуализации с чрезвычайно высокой частотой кадров (в 100-200 раз быстрее, чем в обычных системах) контролируется поперечная волна, проходящая через ткань. Таким образом, можно измерить скорость звука в ткани. Жесткость ткани напрямую связана со скоростью звука. Эластография поперечной волной отображает жесткость ткани в режиме реального времени. Это независимый от пользователя метод.
Эластография поперечной волной используется для оценки фиброза печени. Другие области применения — при оценке рака молочной железы и предстательной железы, а также при оценке узловых образований.
Рис. 2.26 Ультразвуковая эластография: поперечные волны.
2.7 Биологические эффекты и безопасность
Диагностический ультразвук имеет выдающиеся показатели безопасности. О значительных вредных биоэффектах как для пациентов, так и для операторов диагностического ультразвукового оборудования никогда не сообщалось. Однако ультразвук высокой интенсивности может вызывать биологические эффекты за счет тепловых и механических механизмов. Эти эффекты используются в высокоинтенсивном сфокусированном ультразвуке для лечения опухолей.
Акустическая энергия поглощается тканью и преобразуется в тепло и движение. Способность ткани отводить тепловую энергию характеризуется тепловым индексом (TI). Поглощение увеличивается с увеличением частоты ультразвука и зависит от типа ткани. Из-за высокого ослабления акустическая энергия поглощается костью в гораздо большей степени, чем мягкими тканями. Это может вызвать значительное выделение тепла на границе раздела кость-ткань.
Механически ультразвук может вызывать движение частиц. При приложении высокой энергии в течение короткого периода времени могут возникать имплозия и кавитация. Однако интенсивности, используемые при эхоскопической визуализации, ограничены производителями и намного ниже порогового значения, при котором могут возникать вредные кавитационные эффекты, такие как взрыв. Механический индекс (MI) — это оценка индукции кавитации.
Принимая во внимание интенсивность и время воздействия, на рис. 2.27 приведены указания на безопасное использование ультразвука. При уровнях интенсивности менее 100 МВт/см2 не было выявлено никаких биологических эффектов, показанных пунктирной линией на рис. 2.27. При интенсивностях выше 100 МВт / см2 воздействие акустической энергией следует применять осмотрительно, учитывая принцип как можно более низкого уровня (ALARA).
Рис. 2.27 Безопасное использование ультразвука.
Правила Управления по контролю за продуктами питания и лекарствами требуют отображения TI и MI. Реализованный TI соответствует показателю кости черепа. Отображение TI и MI дает оператору обратную связь о рассеивании энергии внутри пациента. Рекомендации, например, составленные группой безопасности Британского медицинского ультразвукового общества, дают оператору рекомендуемое время сканирования в зависимости от настроек TI и MI. Если есть клиническая необходимость превысить эти рекомендации, следует следовать принципу ALARA.