6 Ультразвуковая визуализация

10.1055/b-0039-173885

6 Ультразвуковая визуализация

Чжэн Фэн Лу

Введение

Ультразвуковое изображение формируется с помощью звука. Ультразвук получил широкое распространение благодаря своей портативности, низкой стоимости и отсутствию ионизирующего излучения; таким образом, он безопасен даже для сканирования плода. Формирование ультразвукового изображения в режиме B основано на трех основных допущениях:¹

1. Звук распространяется по прямой и узкой линии, называемой акустическим лучом. Преобразователь используется как излучатель импульсов, так и приемник эха. Датчик излучает короткий импульс, а затем принимает эхо-сигналы, которые генерируются излучаемым импульсом, распространяющимся и взаимодействующим с тканью в пределах акустического луча.
2. Предполагается, что скорость распространения звука постоянна и составляет 1540 м / с, что является средней скоростью для мягких тканей. Следовательно, на изображении источники эхо-сигналов локализованы с помощью так называемого уравнения дальности:

Где t — временная задержка между излучением импульса и приемом эхо-сигнала, c представляет скорость звука (т. Е. Для мягких тканей предполагается 1540 м / с), а D — глубина эхо-сигнала, на которой он генерируется. Временная задержка t включает в себя как время, необходимое для прохождения импульса до отражателя, так и время, необходимое для возвращения эхо-сигнала. Следовательно, она составляет коэффициент 2.

1. Принятые эхо-сигналы усиливаются для компенсации ослабления. Интенсивность эхо-сигналов представлена различными уровнями яркости на изображении в режиме B.

Ультразвуковые изображения формируются с использованием идеализированной модели, описанной выше. Ультразвуковые артефакты возникают, когда нарушаются какие-либо или все допущения.

Распространенные проблемы с качеством изображения

• Скорость распространения звука: влияет на пространственное разрешение и точность измерения расстояния.
• Частота: влияет на пространственное разрешение и максимальную глубину проникновения.
• Отказы массивных преобразователей: недостаток, наиболее часто обнаруживаемый при рутинном контроле качества (QC).
• Предустановки в протоколах получения изображений: оптимизируйте элементы управления получением изображений и поддерживайте согласованность, управляя “предустановками” в протоколах получения изображений.
• Акустическое окно: влияет на связь датчика с телом пациента. Плохое акустическое окно препятствует передаче звука в интересующую область.
• Артефакты реверберации, такие как хвост кометы и кольцо вниз, могут предоставить диагностическую информацию.
• Неоднозначность диапазона возникает, когда частота следования импульсов (PRF) слишком высока, в результате чего эхо-сигналы от предыдущей линии луча неправильно расположены в текущей линии луча.
• Улучшение и затенение могут предоставить диагностическую информацию.
• Гармоническая визуализация имеет преимущество перед обычной визуализацией в режиме B в плане получения превосходного качества изображения, особенно в случае “технически сложного” пациента с толстой стенкой тела.
• Оценка производительности дисплея ультразвукового сканера и дисплеев рабочей станции читального зала имеет решающее значение для поддержания согласованности восприятия изображения.
• Доплеровское сглаживание происходит, когда PRF слишком низкий, контроль, который связан с PRF. Чтобы уменьшить сглаживание, следует увеличить шкалу скоростей.

6.1 Пример 1: Принцип импульсно-эхо-визуализации и скорость распространения звука

6.1.1 Общие сведения

Измерение размера — это обычное клиническое применение ультразвуковой визуализации. Уравнение диапазона неявно встроено в приборы для импульсной эхографии для локализации принимаемых эхосигналов. Если скорость распространения звука в тканях тела действительно составляет 1540 м / с, измеренный размер будет точным. Однако, если скорость распространения звука меньше 1540 м / с, то более длительная задержка во времени возврата эхо-сигнала интерпретируется как большее расстояние; в этом случае расстояние в осевом направлении завышено. С другой стороны, если скорость превышает 1540 м / с, то расстояние в осевом направлении занижено.

Неверно рассчитанная скорость распространения звука не только влияет на измерение расстояния, но и способствует снижению пространственного разрешения; таким образом, ухудшается качество изображения.

6.1.2 Результаты

В следующем клиническом случае неоднородность диафрагмы, отмеченная стрелкой на рис. 6-1 a, вызвана различной скоростью звука в очаге поражения. При жировом поражении скорость звука снижается. Следовательно, часть диафрагмы (отмечена стрелкой) ниже очага поражения показана на изображении в более глубоком месте. В другом клиническом случае, показанном на рис. 6-1 b, на изображении видна неправильная граница раздела печени и диафрагмы, вызванная неоднородной паренхимой печени с жировой инфильтрацией.

Рис. 6.1 Артефакты скорости, показанные в виде разрыва на границе печень / диафрагма (обозначены стрелкой), вызванные поражением (a). На изображении показана неправильная граница раздела печени и диафрагмы, вызванная неоднородной паренхимой печени с жировой инфильтрацией (b).

Неверно оцененная скорость распространения звука влияет на качество изображения, как показано группой выводов на рис. 6-2.

Рис. 6.2 (a-d) Набор изображений группы штифтов в уретановом фантоме при различных настройках скорости распространения звука. Фактическая скорость звука в уретане составляет 1450 м / с в соответствии со спецификацией производителя. Пространственное разрешение является наилучшим, когда скорость установлена на уровне 1460 м / с, что наиболее близко к фактической скорости в уретановом материале.

6.1.3 Обсуждение

Скорость распространения звука зависит от свойств ткани, таких как плотность и сжимаемость. Для любого конкретного материала, чем выше его плотность и чем труднее его сжимать, тем выше будет скорость звука. Например, скорость звука в кости выше, чем в мягких тканях, потому что кость более плотная и ее труднее сжимать, чем мягкие ткани. Таблица 6-1 показывает типичную скорость распространения звука в различных материалах. При диагностическом ультразвуковом исследовании предполагается скорость звука 1540 м/с. Это значение представляет среднюю скорость распространения звука в мягких тканях. Любое отклонение от предполагаемой скорости вызывает ошибки в измерениях размеров, известные как артефакты скорости. Поскольку фокусировка акустического луча основана на предположении о скорости звука, на качество изображения влияет любое отклонение фактической скорости звука от предполагаемой ультразвуковой системой при настройке формирователя луча. Как показано на рис. 6-2, луч фокусируется наилучшим образом, когда предполагаемая скорость звука соответствует фактической скорости звука 1460 м / с.

Таблица 6.1 Скорость распространения звука в выбранных материалах составляет 1540 м/с в качестве средней скорости для мягких тканей 2
Медиафайлы	Легкие	Жирные	Вода	Печень	Кровь	Почки	Мышцы	Кости черепа
Скорость (м /с)	600	1,460	1498 при 25 ° C	1,555	1,560	1,565	1,600	4,080

6.1.4 Разрешение

Важно распознать потенциальные искажения скорости, исследуя акустический тракт и определяя области, которые, как предполагается, имеют разные значения скорости звука. Как правило, ничего не делается для исправления искажений скорости. Однако некоторые современные ультразвуковые системы допускают ручную настройку для корректировки отклонений в скорости звука с целью улучшения качества изображения. Как показано на рис. 6-2, фактическая скорость звука фантома на основе уретана примерно на 6% ниже 1540 м/с. ³ Когда установленная машиной скорость звука не соответствует фактической скорости звука фантома на основе уретана, боковое разрешение ухудшается. Эта функция использовалась для визуализации молочной железы. Как показано на рис. 6-3, качество изображения улучшается за счет изменения типичной скорости звука, т.е. 1540 м / с, до фактической скорости звука в тканях молочной железы на уровне 1500 м / с.

Рис. 6.3 Изображение груди со скоростью распространения звука, установленной на уровне 1500 м / с, чтобы соответствовать фактической скорости звука в тканях молочной железы для улучшения качества изображения.

6.2 Случай 2: Матричные преобразователи и звуковая частота

6.2.1 Общие сведения

Частота звука — это количество колебаний в единицу времени, определяемое источником-ультразвуковым преобразователем. Для человеческих ушей слышимая звуковая частота колеблется от 20 Гц до 20 кГц. Звук с частотой выше 20 кГц называется ультразвуком. Чем выше частота, тем лучше пространственное разрешение ультразвуковых изображений. С другой стороны, чем ниже частота, тем глубже проникает ультразвук, поскольку ослабление ультразвука пропорционально частоте. При медицинской ультразвуковой визуализации частота обычно колеблется от 2 до 15 МГц, при этом низкая частота используется для визуализации глубоких мишеней, но с ограниченным пространственным разрешением, а высокая частота используется для визуализации поверхностных мишеней с лучшим пространственным разрешением. Высокие частоты, около 50 МГц или даже выше, используются для определенных специализированных приложений визуализации, таких как офтальмология или визуализация мелких животных, с превосходным пространственным разрешением.

Ультразвуковая система обычно имеет несколько преобразователей различных частот, каждый из которых имеет разный размер контактной поверхности, предназначенный для конкретных клинических применений. Современные ультразвуковые системы часто позволяют оператору выбирать частоту в пределах диапазона на одном и том же преобразователе, что позволяет регулировать глубину проникновения и пространственное разрешение.

6.2.2 Результаты

Различные типы матричных преобразователей и соответствующие им примеры изображений показаны на ; Рис. 6-4.

Различные типы матричных преобразователей и соответствующие им примеры изображений. (a) Пример изображения линейного матричного преобразователя. (b) Пример изображения преобразователя с криволинейной матрицей. (c) Пример изображения преобразователя с фазированной матрицей.

Линейная матрица

• Подгруппа элементов запускается для формирования одного акустического луча, перпендикулярного поверхности матрицы.
• Подгруппы элементов запускаются последовательно для формирования параллельных акустических лучей для сканирования в интересующей области (ROI).
• Прямоугольная форма формата изображения.
• Клиническое применение включает в себя обследование мелких органов, сосудов и акушерство (рис. 6-4а).

Криволинейная или изогнутая матрица

• Аналогично линейным матрицам, за исключением того, что элементы выровнены по кривой, а не по прямой линии.
• Каждый акустический луч направлен перпендикулярно поверхности матрицы. Поскольку матрица элементов изогнута, акустические лучи расходятся по глубине, что обеспечивает более широкий охват по мере увеличения глубины.
• Клинические применения включают общие абдоминальные, акушерские и трансабдоминальные обследования органов малого таза. Кроме того, трансвагинальные и трансректальные зонды представляют собой изогнутые матрицы (рис. 6-4б).

Фазированная решетка

• Все элементы обжигаются, образуя единый акустический луч.
• Акустический луч направляется электронным способом через ROI.
• Площадь захвата обычно очень мала, чтобы обеспечить небольшое акустическое окно (например, между ребрами), но секторный формат изображения обеспечивает широкое поле зрения.
• Клинические применения включают межреберное сканирование сердца, печени или селезенки (рис. 6-4в).

6.2.3 Обсуждение

В современных ультразвуковых системах частота может быть выбрана в определенном диапазоне на одном и том же преобразователе. При выборе частоты необходимо учитывать фундаментальный компромисс между пространственным разрешением и глубиной проникновения и находить оптимальный баланс между этими двумя факторами (рис. 6-5).

Рис. 6.5 Фантом сканируется одним и тем же датчиком с разным выбором частоты.

6.2.4 Разрешение

Улучшить проникновение на высокой частоте можно с помощью передовых технологий, таких как технология кодированного возбуждения. Эта технология вводит код в передаваемые импульсы. В свою очередь, принятые эхо-сигналы содержат тот же код; таким образом, повышается способность различать эхо-сигналы и шумы. Посредством соответствующего кодирования передаваемых импульсов и декодирования принимаемых эхо-сигналов можно улучшить отношение сигнал / шум и, следовательно, снизить компромисс между лучшим пространственным разрешением, которое связано с более высокой частотой, и меньшим проникновением, также связанным с более высокой частотой.

6.3 Случай 3: неоднородность (выпадение элементов матрицы преобразователей)

6.3.1 Общие сведения

Ультразвуковой матричный преобразователь содержит матрицу (или матрицы) композитных керамических пьезоэлектрических элементов, соединенных проводами, заключенными в кабель, который подключается к ультразвуковой системе через разъем. Ультразвуковой преобразователь подвержен повреждениям, поскольку с ним часто обращаются во время операции ультразвуковой визуализации, и его можно легко уронить или удариться о твердые поверхности, или его кабель может закатиться под колеса сканера во время транспортировки для портативных исследований. Ультразвуковой преобразователь подвержен проблемам неоднородности изображения из-за любого из следующих дефектов: (1) вышедшие из строя кристаллические элементы; (2) расслоение линз /соединительных слоев на лицевой стороне преобразователя; (3) обрыв проводов в кабеле преобразователя; и (4) повреждения разъема. Изображение датчиков со спутанными кабелями, подключенных к ультразвуковой системе, показано на рис. 6-6 а. Преобразователи часто вешают на стены, как показано на рис. 6-6 b, c. Слишком сильное напряжение на кабеле преобразователя может привести к разрыву проводов внутри кабеля и выпадению элементов. Бережное обращение с датчиками имеет решающее значение для обеспечения долговечности этих массивных датчиков.

Рис. 6.6 Ультразвуковые датчики часто используются во время операции ультразвуковой визуализации. Обучение осторожному обращению с датчиками может снизить частоту отказов датчиков. (a) Датчики должны быть надлежащим образом закреплены на системе, чтобы избежать спутывания или попадания под колеса системы. (b) Несмотря на аккуратность при подвешивании датчиков, слишком сильное напряжение на кабеле датчика может привести к разрыву проводов внутри кабеля и выпадению элементов. (c) Различные подвесные коробки для датчиков, такие как эта, предназначены для бережного обращения с датчиками за счет минимизации нагрузки на зонд датчика, его разъем и кабель.

6.3.2 Результаты

Иногда неоднородности незначительны и проявляются в виде полос вдоль осевого направления датчика, в то время как некоторые из них более заметны. На рис. 6-7 показаны изображения, сгенерированные одним и тем же датчиком. Неоднородности можно увидеть на клиническом изображении и фантомном изображении, а также на сканирующем изображении в воздухе.

Рис. 6.7 (a-c) Неоднородности видны на изображениях этого преобразователя (отмечены стрелками) на пациенте, фантоме и просто в воздухе.

6.3.3 Обсуждение

Неоднородность изображения считается наиболее часто встречающимся недостатком при рутинном тестировании QC.⁴ Как показано в примере на рис. 6-8, кабель датчика был случайно перекатан под колесом сканера, и пять проводов в кабеле были оборваны, что привело к появлению небольших темных полос возле лицевой стороны датчика. Обрыв проводов был обнаружен с помощью электронного измерительного преобразователя.⁵ Неоднородность была гораздо менее заметна на клинических изображениях.

Рис. 6.8 Оба изображения были получены одним и тем же датчиком. (a) Полосы, наблюдаемые вблизи поверхности датчика на фантомном изображении, трудно различимы на (b) клиническом изображении.

6.3.4 Разрешение

Важно выполнять периодическое тестирование КК с использованием ультразвукового фантома КК для выявления наличия любых неоднородностей как можно раньше, чтобы контролировать состояние и решать проблему до того, как это повлияет на клиническое применение. Тест на однородность изображения является обязательным тестом контроля качества по Программе аккредитации ультразвуковых исследований Американского колледжа радиологии (ACR) для всех преобразователей, используемых в клинических целях.⁶

6.4 Пример 4: Средства управления получением импульсно-эхо-изображений

6.4.1 Общие сведения

Элементы управления импульсно-эхо-визуализацией в ультразвуковой системе влияют как на получение данных изображения, так и на его отображение. Правильная настройка этих элементов управления имеет решающее значение для оптимизации качества изображения для выполнения клинической задачи.

6.4.2 Результаты

Мы обсудим следующие четыре основных элемента управления:

• Мощность передачи (рис. 6-9)

Рис. 6.9 Фантомные изображения ультразвука были получены при идентичных настройках аппаратуры, за исключением максимальной мощности передачи в (a), -6 дБ в (b) и -12 дБ в (c). По мере уменьшения мощности передачи изображение становится более тусклым и с меньшей проникающей способностью.

• Общий прирост (рис. 6-10 и рис. 6-11)

Рис. 6.10 Фантомные изображения ультразвука были получены при идентичных настройках аппаратуры, за исключением настройки общего усиления на 100% (a), 70% (b) и 60% (c). По мере уменьшения общего усиления изображение становится более тусклым, но глубина проникновения остается прежней. Рис. 6.11 Фантомные изображения ультразвука были получены при идентичных настройках аппаратуры, за исключением того, что общая настройка усиления увеличивается на 5 дБ при каждом увеличении с 30 дБ на верхней левой панели до 70 дБ на нижней правой панели.

• Компенсация выигрыша во времени (TGC) (рис. 6-12)

Рис. 6.12 Два ультразвуковых фантома были получены при идентичных настройках аппаратуры, за исключением того, что настройка компенсации временного усиления (TGC) установлена в центральное положение на верхней панели, а одна из ручек TGC была установлена в минимальное положение на нижней панели.

• Динамический диапазон (рис. 6-13)

Рис. 6.13 (a) Ультразвуковые изображения были получены при идентичных настройках аппаратуры, за исключением настройки динамического диапазона на 36 дБ, (b) 60 дБ и (c) 96 дБ. По мере увеличения динамического диапазона изображение становится более плавным, но с меньшей контрастностью.

6.4.3 Обсуждение

Ниже описаны четыре параметра получения ультразвуковой импульсно-эхо-визуализации.

• Мощность передачи: определяет амплитуду импульса, излучаемого датчиком. Более высокая мощность передачи приведет к более сильному отраженному эхо-сигналу, следовательно, к большей глубине проникновения, как показано на рис. 6-9. Этот контроль влияет на акустическую дозиметрию, которая обычно обозначается механическим индексом (MI) и термическим индексом (TI).
• Усиление (общее усиление): усиливает эхо-сигналы на всех глубинах. Часто используется для регулировки общей яркости изображения. В отличие от регулирования мощности передачи, это регулирование не влияет на глубину проникновения, как показано на рис. 6-10 и рис. 6-11. Это также не влияет на акустическую дозиметрию.
• TGC: Из-за ослабления ультразвука эхо-сигналы, возвращающиеся к преобразователю, становятся слабее с увеличением пройденного расстояния. Чем большее расстояние он проходит, тем слабее становится эхо-сигнал. Усиление в приемнике, называемое TGC, необходимо для компенсации потерь из-за ослабления при увеличении глубины. За счет увеличения усиления и глубины TGC обеспечивает более равномерное отображение уровня яркости по всему полю обзора (FOV). TGC можно изменять с помощью группы скользящих ручек, каждая из которых усиливает эхо-сигналы с определенного диапазона глубины. Ручки TGC откалиброваны таким образом, что когда все ручки выровнены в центральном положении, изображение органа, например печени, появляется с одинаковой яркостью на всей глубине, как показано на рис. 6-12 .
• Динамический диапазон: При ультразвуковой визуализации эхо-сигналы логарифмически сжимаются и преобразуются в децибелах, определяемых как 10-кратное log10 отношение интенсивности эхо-сигнала к контрольной интенсивности. Динамический диапазон указывает диапазон от наименьших до наибольших эхо-сигналов, на которые система может должным образом реагировать. Он описывается в децибелах. Меньший динамический диапазон означает более крутой градиент, который обеспечивает большую контрастность изображения на дисплее, увеличивая четкость низкоконтрастного поражения. Однако изображение будет казаться грубым. И наоборот, при настройке большего динамического диапазона градиент контрастности будет ниже, но изображение будет выглядеть более плавным. Это показано на рис. 6-13.

6.4.4 Разрешение

Элементы управления получением ультразвуковых изображений, описанные здесь, настраиваются пользователем. Обычно оптимизация этих элементов управления выполняется с помощью “предварительных настроек” в системном протоколе и может варьироваться для каждого датчика и для каждой части тела, даже для ультразвуковой системы того же производителя и той же модели. Таким образом, понимание этих элементов управления и управление ими помогает поддерживать согласованность результатов визуализации.

6.5 Случай 5: Отражение (граничные условия) —Артефакты реверберации

6.5.1 Общие сведения

Звуковой луч отражается, когда он попадает на границу раздела, образованную двумя тканями с разным акустическим сопротивлением. Величина отражения зависит от разности акустических сопротивлений на границе раздела. Чем меньше разница в акустическом импедансе, тем меньше энергия отраженного луча и тем лучше будет передача звукового луча. Акустический импеданс — это свойство ткани, равное произведению плотности ткани на скорость распространения звука. Следовательно, акустический импеданс мягких тканей сильно отличается от акустического импеданса кости или газа. Хорошее акустическое окно — это место на теле, обеспечивающее минимальное отражение звука и оптимальную передачу звука, например, область, в которой отсутствуют кости или газы, ухудшающие передачу звука.

6.5.2 Результаты

Ультразвуковая визуализация предполагает, что эхо-сигнал возвращается к преобразователю после единичного отражения. Когда это предположение не выполняется, возникают артефакты реверберации, как показано на рис. 6-14 .

Рис. 6.14 Артефакты реверберации возникают из-за параллельных отражающих поверхностей раздела в стенке тела.

6.5.3 Обсуждение

Когда две поверхности раздела с высокой отражающей способностью проходят параллельно на пути распространения луча, это может привести к многократным отражениям взад и вперед между двумя поверхностями раздела. Первое полученное эхо-изображение будет отображаться на соответствующей глубине на изображении, но последующие эхо-сигналы, полученные от множественных отражений между двумя интерфейсами, будут отображаться на более глубоких глубинах; дополнительные временные задержки, вызванные множественными отражениями, интерпретируются системой как представляющие большие расстояния, пройденные звуком. Эти дополнительные эхо-сигналы отображаются на изображении с равным интервалом, но с уменьшающейся интенсивностью, поскольку каждое отражение слабее предыдущего.

Артефакт «Хвост кометы», показанный на рис. 6.15, представляет собой особый подтип артефакта реверберации, который возникает, когда две границы раздела с высокой отражающей способностью расположены слишком близко друг к другу, чтобы их можно было различить на изображении. Как следует из названия, артефакт «Хвост кометы» выглядит как хвост кометы с сужающимся эхогенным хвостом треугольной формы. Это часто появляется в ответ на объект с высокой отражающей способностью, такой как кристаллы холестерина при аденомиоматозе желчного пузыря или осколок пули.

Артефакт реверберации, как показано на рис. 6.16, часто включается в качестве другого особого подтипа артефактов реверберации. Хотя это может напоминать артефакт в виде хвоста кометы, артефакт в виде кольца отличается. Вызванный резонансными колебаниями в центре скопления пузырьков воздуха артефакт кольцевания выглядит как длинная сплошная полоса или серия полосок вдоль оси распространения звука. В публикации 1985 г.,⁷ Аврух и др. продемонстрировали, что сужение никогда не происходило только с одним слоем пузырьков воздуха. Скорее всего, он резонировал только из центра жидкости, заключенного в скопление или тетраэдр пузырьков воздуха: три пузырька воздуха сверху и один пузырь воздуха, расположенный внизу.

Рис. 6.16 Артефакт сужения, вызванный пузырьками воздуха в кишечнике.

6.5.4 Разрешение

Артефакты реверберации легко идентифицировать, как показано на рис. 6-14 , рис. 6-15 и рис. 6-16. Обычно с этим ничего не делается. Иногда выбирается другое акустическое окно, чтобы избежать серьезных артефактов реверберации. Артефакты в виде хвоста кометы полезны с клинической точки зрения, поскольку небольшие предметы, такие как хирургические зажимы, можно идентифицировать по появлению артефактов в виде хвоста кометы, как показано на рис. 6-15. Артефакт «Кольцо вниз» может быть полезен для предоставления диагностической информации, например, в случае эмфизематозных (газообразующих) инфекций и абсцессов, которые часто приводят к появлению артефактов «Кольцо вниз».

Рис. 6.15 Визуализация молочной железы с помощью хирургических зажимов, показывающих артефакты в виде хвоста кометы.

6.6 Случай 6: неоднозначность диапазона в B-режиме

6.6.1 Общие сведения

Обычное изображение В режиме B формируется линиями ультразвуковых лучей, идущими одна за другой. Для каждой линии ультразвукового луча преобразователь излучает очень короткий ультразвуковой импульс (<1 мкс), а затем вдоль линии луча принимаются эхо-сигналы. Следующий импульс не будет испущен до тех пор, пока не будет получен эхо-сигнал из самого глубокого диапазона поля зрения из предыдущей линии. Время между последовательными излучениями отдельных импульсов называется периодом повторения импульсов (PRP). В результате, чем глубже диапазон поля зрения, тем дольше требуется PRP.

6.6.2 Результаты

Формирование изображения импульсно-эхо-сигнала предполагает, что все возвращающиеся эхо-сигналы генерируются последним импульсным излучением. Как показано на рис. 6-17, горизонтальная линия, образованная отражением эхо-сигналов от нижней части фантома, смещается, когда вышеупомянутое предположение не выполняется. Это называется артефактом неоднозначности диапазона.

Рис. 6.17 На этом фантомном изображении показан артефакт неоднозначности диапазона (обозначен стрелкой). Горизонтальная линия, образованная отражением эхо-сигналов от нижней части фантома, расположена неправильно. Это произошло, когда отраженное эхо от нижней части фантома было получено после передачи следующего импульса; и, таким образом, было засчитано как эхо для следующей линии луча.

6.6.3 Обсуждение

Если эхо-сигнал от удаленной структуры получен после передачи следующего импульса, т. е. за пределами PRP, временная задержка будет отсчитываться от второго импульсного излучения, а не от первого импульсного излучения. Следовательно, расстояние будет выбрано неверно, чтобы быть ближе к датчику, чем оно есть на самом деле. Любая настройка параметров сканера, которая сокращает временной интервал между излучением импульсов, например, настройка нескольких фокальных зон, подвержена артефактам неоднозначности диапазона.

6.6.4 Разрешение

Название “неоднозначность диапазона” относится к неопределенности в фактическом диапазоне от места возникновения эхо-сигнала. Когда это происходит, это, вероятно, видно в большой структуре, заполненной жидкостью, что вводит в заблуждение, имитируя мусор в структуре. Артефакт неоднозначности диапазона можно свести к минимуму, предоставив больше времени для поступления эхо-сигналов от более глубоких структур перед подачей следующего импульса.

6.7 Случай 7: затенение и усиление (усиливается за счет передачи)

6.7.1 Общие сведения

По мере распространения ультразвуковой волны через ткань ее интенсивность уменьшается на расстоянии из-за поглощения, рассеяния и отражения. Коэффициент ослабления ультразвука указан в децибелах на сантиметр (дБ/см).

6.7.2 Результаты

Коэффициент ослабления ультразвука является важным характеристическим свойством материала. Например, ткань печени с жировой инфильтрацией имеет более высокий коэффициент ослабления, чем здоровая ткань печени. При очаговом поражении с более высоким коэффициентом ослабления по сравнению с окружающей тканью возникает затенение (рис. 6-18). В противном случае происходит улучшение (рис. 6-19).

Рис. 6.18 Показано затенение за грудной клеткой из-за более высокого ослабления массы по сравнению с окружающей тканью. Рис. 6.19 Усиление (усиление за счет пропускания) показано за желчным пузырем из-за меньшего ослабления в желчном пузыре по сравнению с окружающей тканью.

6.7.3 Обсуждение

Пониженная интенсивность эхо-сигнала проявляется в виде “затенения” дистальнее сильно ослабляющего или отражающего объекта, такого как опухоль (рис. 6-18). С другой стороны, повышенная интенсивность эхо-сигнала проявляется как “усиление” дистальнее объекта с меньшим ослаблением, такого как заполненный жидкостью желчный пузырь (рис. 6-19).

6.7.4 Разрешение

Затенение и усиление считаются полезными артефактами изображения, поскольку эти артефакты указывают на свойства объекта ослабления, которые вызывают возникновение затенения или усиления. Например, улучшение часто используется для дифференциации кистозных структур от твердых, а затемнение используется для обнаружения камней, кальцинированных объектов и воздуха. Необходимо соблюдать осторожность, поскольку пространственное компаундирование, усовершенствованная функция визуализации, может повлиять на появление затенения или усиления. Когда активировано пространственное компаундирование, каждый ультразвуковой луч направляется под разными углами и визуализируется несколько управляемых кадров для создания изображения с меньшим количеством спеклов и лучшим отношением сигнал / шум. Однако, поскольку пространственная компаундация направляет ультразвуковой луч, затенение или усиление расходится и теряет свою интенсивность, таким образом становясь менее заметным. Поскольку пространственное компаундирование обычно активируется в протоколе предустановленного изображения, необходимо понимать его влияние на затенение и улучшение изображения, особенно когда рассматриваемый объект небольшой. Например, чтобы увидеть затенение, связанное с камнем в почке, оператор должен отключить функцию пространственного компаундирования.

6.8 Случай 8: Гармоническая визуализация

6.8.1 Общие сведения

Гармоническая визуализация изначально была разработана на основе нелинейных свойств распространения звука в ультразвуковых контрастных веществах. Позже было обнаружено, что нелинейный эффект также присутствует в тканях. Гармоническая визуализация тканей (THI) была разработана на основе нелинейного эффекта, присутствующего в ткани.⁸

6.8.2 Результаты

Гармоническая визуализация превосходит качество изображения. Сравнение гармонического изображения и обычного изображения в режиме B показано на рис. 6-20.

Рис. 6.20 (a) Показано сравнение изображения печени, полученного в режиме B (слева), и того же пациента, отсканированного в режиме tissue harmonic imaging (THI; справа). THI демонстрирует превосходное качество изображения. (b) На этой панели показано сравнение фантомного изображения, полученного в режиме B (слева), и того же фантомного изображения, отсканированного в THI (справа). Зеркальный артефакт (обозначен стрелками) более заметен на изображении в режиме B.

6.8.3 Обсуждение

Термин “гармонический” относится к тем частотам, которые являются целыми кратными передаваемой частоте. Передаваемая частота называется основной частотой или частотой первой гармоники. Например, для передаваемого импульса частотой 3,5 МГц его основная частота, или частота первой гармоники, равна 3,5 МГц. Частота его второй гармоники в два раза больше основной, или, в данном случае, 7 МГц. Когда преобразователь передает порцию ультразвука на основной частоте, звуковая волна постепенно искажается по мере распространения из-за того, что сжимающая часть волны распространяется немного быстрее, чем разрежающая. Следовательно, это искажение сопровождается генерацией гармоник, которые могут быть использованы для формирования изображений. Этот процесс называется гармонической визуализацией.

Преимущества использования метода harmonic imaging включают улучшенное контрастное разрешение, уменьшение помех, улучшенное пространственное разрешение и уменьшенную толщину среза.⁸ Как показано на рис. 6-20, THI имеет улучшенную четкость границ и тканей с уменьшением крапинок.

6.8.4 Разрешение

Многие протоколы ультразвуковой визуализации имеют “гармоническую визуализацию” в качестве предустановленного режима визуализации по умолчанию вместо обычного B-режима. Это особенно полезно при визуализации “технически сложных” пациентов с толстыми стенками тела или другими сложными структурами, которые приводят к появлению артефактов и беспорядка.

6.9 Пример 9: отображение ультразвуковых изображений на сканерах и в читальных залах

6.9.1 Общие сведения

Для диагностической ультразвуковой визуализации характеристики дисплея должны быть оптимальными, чтобы передать все детали и особенности ультразвуковых изображений переводчику-человеку. На практике, если оператор ультразвукового сканера не может визуализировать патологию на дисплее сканера, то изображение не может быть получено должным образом и, следовательно, не будет отправлено в систему архивирования изображений и связи (PACS) и интерпретировано на дисплеях читального зала. Таким образом, дисплей ультразвукового сканера относится к категории диагностических дисплеев, так же как и дисплеи в читальном зале. Проверка работоспособности дисплея ультразвукового сканера требуется Программой аккредитации ACR по ультразвуковой диагностике.⁶ Кроме того, необходимо проверить согласованность представления изображений на дисплее сканера и на мониторе рабочей станции в читальном зале.

6.9.2 Результаты

Сопоставление изображения на дисплее ультразвукового сканера и дисплеях рабочего места в читальном зале может быть сложной задачей, как показано на рис. 6-21

Рис. 6.21 Для ультразвукового сканера настройка конфигурации системы позволяет экспортировать одно и то же ультразвуковое изображение в читальный зал несколькими различными способами, что приводит к различному отображению на дисплее рабочей станции читального зала, как показано здесь. LUT, справочная таблица.

6.9.3 Обсуждение

При установке совершенно нового ультразвукового сканера необходимо проверить согласованность представления изображения на дисплее сканера и на дисплее рабочей станции в читальном зале. Ультразвуковая система, изображения которой показаны на рис. 6-21, может иметь множество различных кривых для экспорта ультразвуковых изображений со сканера в PACS. Значения пикселей изображения могут быть изменены, чтобы соответствовать представлению ультразвукового изображения на дисплее PACS. Ограничением этого подхода является то, что он адаптирован к отображению конкретных характеристик в процессе сопоставления, но не может быть распространен на другие дисплеи с другими характеристическими кривыми.

Что еще более усложняет установление согласованности отображения между дисплеем сканера и дисплеем PACS, так это тот факт, что некоторые производители УЗИ создали специальные таблицы просмотра изображений (LUT) на своих устройствах отображения сканеров для улучшения качества ультразвуковых изображений. Такое улучшение изображения не может быть воспроизведено ниже по потоку на дисплее PACS, поскольку оно доступно только на дисплее сканера.

6.9.4 Разрешение

Стандартизированные системы отображения необходимы для отображения значений отображения для контроля яркости независимо от используемого монитора или программного обеспечения поставщика. Такая стандартизированная система отображения, называемая стандартной функцией отображения в оттенках серого (GSDF),⁹ уже разработана digital imaging and communication (DICOM). Пока и монитор ультразвукового сканера, и монитор читального зала соответствуют стандарту GSDF, а все улучшения изображения выполняются в значениях представления, есть хорошие шансы сохранить согласованность представления.

6.10 Случай 10: Ультразвуковое доплеровское сглаживание

6.10.1 Общие сведения

Возможность быстрого получения изображения и количественной оценки кровотока уникальна для диагностической ультразвуковой визуализации. Физический принцип прост. Всякий раз, когда происходит относительное движение между источником звука и слушателем, частота, принимаемая слушателем, смещается по сравнению с частотой, излучаемой источником. Воспринимаемый сдвиг частоты называется доплеровским сдвигом. Мы сталкиваемся с доплеровским сдвигом в повседневной жизни. Например, звуковой сигнал поезда становится более высоким, когда поезд приближается к платформе, и более низким, когда поезд покидает платформу. Математически доплеровский сдвиг f _D, разница между принятой звуковой частотой f _r и излучаемой звуковой частотой f _o, выражается следующим образом для кровотока (рис. 6-22) с доплеровским углом ɵ:

Рис. 6.22 Иллюстрация обнаружения доплеровского сдвига в потоке со скоростью потока V, скоростью звука c, частотой излучения f ₀ и частотой приема f _r.

Доплеровский угол ɵ — это угол между звуковым пучком и направлением потока. Доплеровский угол влияет на обнаруживаемый доплеровский сдвиг. Когда угол доплера равен 90 градусам, доплеровский сдвиг обнаружить невозможно. Эмпирическое правило в клинических приложениях — поддерживать угол доплера ниже 60 градусов.

6.10.2 Результаты

Доплеровское сглаживание в spectral Doppler показано на рис. 6-23. Сглаживание проявляется как “обтекание” снизу вверх в спектре. Аналогично, сглаживание может также происходить при цветовом допплере, показывая обратный цвет при максимальной скорости потока, как если бы направление потока было обратным (см. Рис. 6-24).

Рис. 6.23 Наложение на спектральный доплеровский дисплей и этапы устранения сглаживания. a. Сглаживание отображается в виде отображения максимальной скорости, развернутого снизу вверх шкалы. b. При увеличении шкалы скоростей с 40 см/ с до 60 см/с сглаживание устраняется. c. При перемещении базовой линии вверх сглаживание устраняется. Рис. 6.24 Сглаживание на цветном доплеровском дисплее. Цвет при максимальной скорости потока меняется с синего на желтый, как будто направление потока меняется на обратное (стрелка).

6.10.3 Обсуждение

Доплеровский сдвиг определяется на основе «выборочных” эхо-сигналов. Каждый раз, когда испускается импульс и эхо-сигналы собираются вдоль линии луча, эхо-сигналы отбираются для анализа доплеровского сдвига. Следовательно, частота дискретизации импульсно-доплеровского прибора равна частоте следования импульсов (PRF). Чем больше PRF, тем лучше будет передача сигналов доплеровского сдвига. Если частота PRF меньше чем в два раза максимальной частоты доплеровского сигнала, то произойдет сглаживание. Условие двукратного максимального доплеровского сдвига известно как критерий Найквиста. На импульсном доплеровском приборе PRF должна быть больше или равна частоте, заданной по критерию Найквиста, чтобы предотвратить наложение.

6.10.4 Разрешение

Чтобы устранить искажение, оператор может предпринять следующие шаги:

• Отрегулируйте шкалу. PRF привязан к настройке шкалы. По мере увеличения шкалы увеличивается и PRF.
• Скорректируйте базовую линию, если масштаб достиг своего максимума и поток в основном идет в одном направлении.
• Если ни один из двух вышеперечисленных шагов не эффективен для устранения искажений, уменьшите частоту преобразователя. Снижение частоты преобразователя уменьшит доплеровский сдвиг, а значит, и критерии Найквиста.
• Если ни один из вышеперечисленных шагов не увенчался успехом, увеличьте угол Доплера. Увеличение угла Доплера уменьшит доплеровский сдвиг, тем самым снизив критерии Найквиста. Однако увеличение доплеровского угла увеличивает неопределенность в точности измерения доплеровского сдвига и, следовательно, нежелательно.

Наличие надлежащей доплеровской шкалы имеет решающее значение для эффективной практики использования доплеровского ультразвука.

6.11 Обзорные вопросы

6.11.1 Пример 1: Принцип импульсно-эхо-визуализации и скорость распространения звука

1. Если скорость звука в печени меньше 1540 м / с, размер, измеренный штангенциркулем на следующем изображении, будет:

1. Быть переоцененным
2. Следует недооценивать
3. Быть таким же
4. Скорость распространения звука в значительной степени определяется каким из следующих факторов?
   1. Частота датчика
   2. Мощность передачи
   3. Средняя жесткость
   4. Среднее затухание

6.11.2 Случай 2: Матричные преобразователи и звуковая частота

1. Какой датчик использовался для получения следующего изображения?

1. Линейная матрица
2. Изогнутая матрица
3. Фазированная решетка
4. Механический сектор
5. При идентичных настройках аппаратуры, за исключением выбора частоты одним и тем же преобразователем, какое изображение было сгенерировано с наибольшей частотой?
   1. Панель A

1. Панель B

1. Панель C

1. Панель D

6.11.3 Случай 3: неоднородность (выпадение элементов матрицы преобразователей)

1. Гипоэхогенная полоса, обозначенная стрелкой на следующем изображении, скорее всего, вызвана?

1. Неправильная настройка усиления
2. Комплексная визуализация
3. Неисправные элементы преобразователя
4. Неподходящее давление датчика
5. Какой контроль качества следует провести, чтобы выяснить причину появления темной полосы на следующем изображении, если полоса в одном и том же месте на лицевой стороне датчика появляется на многих клинических изображениях?

1. Максимальная глубина проникновения
2. Точность определения расстояния
3. Однородность изображения
4. Обнаруживаемость с низким контрастом

6.11.4 Пример 4: Средства управления получением импульсно-эхо-изображений

1. Какой контроль сбора данных следует усилить, если требуется большая глубина проникновения?
   1. Частота датчика
   2. Динамический диапазон
   3. Общий выигрыш
   4. Мощность передачи
2. Какой контроль сбора данных следует настроить, если видна горизонтальная полоса темноты?
   1. TGC
   2. Динамический диапазон
   3. Общий выигрыш
   4. Мощность передачи

6.11.5 Случай 5: Отражение (граничные условия) —Артефакты реверберации

1. Как называется артефакт, обозначенный следующим изображением?

1. Улучшение
2. Хвост кометы
3. Ширина луча
4. Неопределенность диапазона
5. Какова причина появления артефакта, указанного стрелкой на изображении из предыдущего вопроса?
   1. Множественные рефракции
   2. Множественные отражения
   3. Управление лучом
   4. Отклонение луча

6.11.6 Случай 6: неоднозначность диапазона в B-режиме

1. Что из перечисленного наиболее вероятно, когда период повторения импульсов слишком мал и эхо-сигнал от предыдущей линии луча неправильно расположен в текущей линии луча?
   1. Артефакт скорости
   2. Наложение псевдонимов
   3. Зеркальный артефакт
   4. Неопределенность диапазона
2. Что можно сделать, чтобы свести к минимуму артефакты неоднозначности диапазона?
   1. Снизить общий выигрыш
   2. Уменьшите количество фокальных зон
   3. Уменьшите мощность передачи
   4. Уменьшите частоту датчика

6.11.7 Случай 7: затенение и усиление (усиливается за счет передачи)

1. Как называется артефакт, обозначенный стрелкой на следующем изображении?

1. Затенение
2. Хвост кометы
3. Ширина луча
4. Нажатие кнопки вызова
5. Как происходит ослабление узла щитовидной железы по сравнению с ослаблением окружающих тканей на следующем изображении?

1. Узелок становится более тонким
2. Узелок становится менее заметным
3. то же самое

6.11.8 Случай 8: Гармоническая визуализация

1. Что из перечисленного дает преимущество при использовании THI вместо традиционной визуализации В режиме B?
   1. Улучшенная глубина проникновения
   2. Уменьшенный беспорядок
   3. Увеличенное временное разрешение
   4. Пониженная частота звука
2. Какая технология ультразвуковой визуализации была эффективной для улучшения качества изображения и уменьшения артефактов при ультразвуковой визуализации брюшной полости у пациента с очень толстой стенкой тела?
   1. Пространственное компаундирование
   2. Сверхбыстрое изображение
   3. Гармоническая визуализация
   4. Кодированное возбуждение

6.11.9 Пример 9: отображение ультразвуковых изображений на сканерах и в читальных залах

1. Преимущества включения GSDF на дисплее ультразвукового сканера включают все следующие, за исключением:
   1. Улучшение изображения, выполняемое дисплеем ультразвукового сканера
   2. На дисплеях рабочих станций читального зала не требуется специального сопоставления
   3. Согласованность представления различных дисплеев в цепочке визуализации
   4. Более упрощенная оценка эффективности и контроль качества
2. Какой из перечисленных ниже тестов является обязательным для контроля качества в рамках Программы аккредитации ACR по ультразвуковому исследованию?
   1. Точность определения расстояния
   2. Производительность дисплея сканера
   3. Производительность дисплея первичной интерпретации
   4. Контрастное разрешение

6.11.10 Случай 10: Ультразвуковое доплеровское сглаживание

1. Что представляет собой артефакт, обозначенный стрелкой на следующем изображении?

1. Наложение псевдонимов
2. Расширение спектра
3. Мерцание
4. Вспышка
5. Что можно сделать, чтобы минимизировать искажение?
   1. Уменьшить фильтр стенки
   2. Уменьшить усиление
   3. Увеличить масштаб
   4. Увеличить частоту