Рис. 2.1
Продольные волны. Расширение и сжатие пьезоэлектрических кристаллов, вызванное приложением к кристаллам переменного тока, вызывает сжатие и разрежение молекул в организме
Сжатие и разрежение молекул представлено графически в виде синусоидальной волны, чередующейся с положительным и отрицательным отклонением от базовой линии. Длина волны описывается как расстояние между одним пиком волны и следующим пиком. Один полный путь, пройденный волной, называется циклом. Один цикл в секунду известен как 1 Гц (Hertz). Амплитуда волны — это максимальное отклонение в положительном или отрицательном направлении от базовой линии, а период — это время, необходимое для одного полного цикла волны (рис. 2.2).
Рис. 2.2
Характеристики звуковой волны: амплитуда волны зависит от акустической мощности, используемой для генерации волны механического сжатия, и среды, через которую она передается
Скорость, с которой звуковая волна распространяется через ткани, является произведением ее частоты на длину волны. Скорость звука в тканях постоянна. Следовательно, при изменении частоты звуковой волны должна изменяться и длина волны. Средняя скорость звука в тканях человека составляет 1540 м/ с. Длина волны и частота изменяются в обратной зависимости. Скорость равна частоте, умноженной на длину волны (рис. 2.3). При уменьшении частоты с 10 до 1 МГц длина волны увеличивается с 0,15 до 1,5 мм. Это имеет важные последствия для выбора преобразователя в зависимости от показаний для визуализации .
Рис. 2.3
Поскольку скорость звука в тканях постоянна, частота и длина волны звука должны изменяться обратно пропорционально
Генерация ультразвукового изображения
Изображение, создаваемое ультразвуковым аппаратом, начинается с преобразователя. Transducer происходит от латинского transducere, что означает преобразовывать. В этом случае электрические импульсы преобразуются в механические звуковые волны с помощью пьезоэлектрического эффекта .
При ультразвуковой визуализации преобразователь выполняет двойную функцию как отправитель и как приемник. Звуковые волны передаются в организм, где они, по крайней мере, частично отражаются. Пьезоэлектрический эффект возникает, когда переменный ток подается на кристалл, содержащий диполи [1]. Области заряда внутри пьезоэлектрического элемента распределены по схеме, которая дает “чистую” положительную и отрицательную ориентацию. Когда переменный заряд прикладывается к двум поверхностям элемента, происходит относительное сжатие или удлинение заряженных участков, что приводит к механическому расширению, а затем сжатию элемента. В результате создается механическая волна, которая передается пациенту (рис. 2.4).
Рис. 2.4
Пьезоэлектрический эффект . Области “чистого” заряда внутри кристалла расширяются или сжимаются при подаче тока на поверхность, создавая механическую волну. Когда возвратная волна ударяется о кристалл, генерируется электрический ток
Отраженные механические звуковые волны принимаются преобразователем и преобразуются обратно в электрическую энергию с помощью пьезоэлектрического эффекта. Электрическая энергия интерпретируется внутри ультразвукового прибора для создания изображения, которое отображается на экране.
Для большинства режимов ультразвука преобразователь излучает ограниченное количество циклов волн (обычно от двух до четырех), называемых импульсами. Частота от двух до четырех волн в пределах каждого цикла обычно находится в диапазоне 2,5-14 МГц. После этого преобразователь “замолкает”, ожидая возвращения отраженных волн изнутри тела (рис. 2.5). Преобразователь служит приемником более 99 % времени.
Рис. 2.5
Режим импульсно-волнового ультразвука зависит от испускаемого импульса продолжительностью 2-4 волновых цикла, за которыми следует период “молчания”, поскольку преобразователь ожидает возвращения испускаемого импульса
Импульсы посылаются с регулярными интервалами, обычно от 1 до 10 кГц, которые известны как частота следования импульсов ( PRF ) . Путем синхронизации импульса от передачи до приема можно рассчитать расстояние от преобразователя до объекта, отражающего волну. Это известно как ультразвуковое ранжирование (рис. 2.6). Эта последовательность известна как импульсный – волновой ультразвук .
Рис. 2.6
Определение дальности ультразвука зависит от предположений о средней скорости ультразвука в тканях человека для определения местоположения отражателей в поле ультразвука. Прошедшее время от передачи импульса до приема того же импульса преобразователем позволяет определить местоположение отражателя в поле ультразвука
Амплитуда отражающих волн определяет яркость пикселя, назначенного отражателю на ультразвуковом изображении. Чем больше амплитуда отражающей волны, тем ярче назначенный пиксель. Таким образом, ультразвуковое устройство создает “изображение”, сначала заставляя преобразователь излучать серию ультразвуковых волн с определенными частотами и интервалами, а затем интерпретируя возвращающиеся эхо-сигналы с учетом продолжительности прохождения и амплитуды. Это “изображение” быстро обновляется на мониторе, создавая впечатление непрерывного движения. Частота обновления кадров обычно составляет 12-30 в секунду. Последовательность событий, изображенная на рис. 2.7, является основой для всех ”сканируемых» режимов ультразвука, включая знакомый ультразвук в серой шкале.
Рис. 2.7
Схематическое изображение последовательности получения изображения ультразвуковым устройством
Взаимодействие ультразвука с биологической тканью
Поскольку ультразвуковые волны проходят через ткани человека, они изменяются различными способами, включая потерю энергии, изменение направления и частоты. Понимание этих взаимодействий необходимо для максимального повышения качества изображения и правильной интерпретации полученных изображений.
Затухание относится к потере кинетической энергии при взаимодействии звуковой волны с тканями и жидкостями внутри организма [2]. Конкретные ткани обладают различным потенциалом ослабления. Например, вода имеет затухание 0,0, тогда как почки имеют затухание 1,0, а мышцы — 3,3. Следовательно, звуковые волны затухают гораздо быстрее при прохождении через мышцы, чем при прохождении через воду (рис. 2.8). (Ослабление измеряется в дБ / см /МГц.)
Рис. 2.8
Ослабление ткани.) (Адаптировано по материалам диагностического ультразвука, Третье изд., том 1). Ослабление ткани — это мера того, насколько энергия ультразвуковой волны рассеивается этой тканью. Чем выше значение ослабления ткани, тем сильнее ослабляется звуковая волна, проходя через эту ткань
Тремя наиболее важными механизмами ослабления являются поглощение, отражение и рассеяние. Поглощение происходит, когда механическая кинетическая энергия звуковой волны преобразуется в тепло внутри ткани. Поглощение зависит от частоты звуковой волны и характеристик ослабляющей ткани. Волны более высокой частоты быстрее ослабляются за счет поглощения, чем волны более низкой частоты.
Поскольку звуковые волны постепенно ослабевают с увеличением расстояния, визуализировать глубокие структуры в организме (например, почки) становится все труднее. Компенсация потерь акустической энергии за счет ослабления может быть достигнута соответствующим использованием настроек усиления (повышающих чувствительность преобразователя к возвращающимся звуковым волнам) и выбором более низкой частоты.
Преломление возникает, когда звуковая волна сталкивается с поверхностью раздела между двумя тканями под любым углом, отличным от 90 °. Когда волна попадает на границу раздела под углом, часть волны отражается, а часть передается в соседнюю среду. Направление проходящей волны изменяется (преломляется). Это приводит к потере некоторой информации, поскольку волна не полностью отражается обратно к преобразователю, но также вызывает потенциальные ошибки при регистрации местоположения объекта из-за преломления (изменения направления) волны. Оптимальный угол подачи звука для минимизации ослабления из-за рефракции составляет 90° (рис. 2.9).
Рис. 2.9
Волна, которая попадает на границу между двумя тканями с разным импедансом, обычно частично отражается, а частично проходит с преломлением. Часть волны отражается под углом (θR), равным углу инсонирования (θi); часть волны передается под углом преломления (θt) во вторую ткань
Отражение возникает, когда звуковые волны ударяются о объект или границу раздела между непохожими тканями или структурами. Если объект имеет относительно большую плоскую поверхность, его называют зеркальным отражателем, и звуковые волны отражаются предсказуемым образом в зависимости от угла инсонирования. Если отражатель маленький или неправильной формы, он называется диффузным отражателем. Диффузные отражатели создают рассеяние по схеме, которая создает интерференцию с волнами от соседних диффузных отражателей. Результирующий рисунок называется “спекл” и характерен для твердых органов, таких как яички и печень (рис. 2.10).
Рис. 2.10
(a) Демонстрирует диффузный отражатель. На этом изображении яичка небольшие паренхиматозные структуры рассеивают звуковые волны. Картина интерференции, возникающая в результате этого рассеяния, обеспечивает знакомую “пеструю” структуру тестикулярного эхо-сигнала. (b) Демонстрирует зеркальный отражатель. Зеркальный отражатель отражает звуковые волны под углом, равным углу падения, не создавая интерференционной картины, вызванной рассеянием. На этом изображении почки капсула почки служит зеркальным отражателем
Когда звуковая волна распространяется от одной ткани к другой, определенное количество энергии отражается на границе раздела между тканями. Процент отраженной энергии зависит от разницы в импедансе тканей. Импеданс — это свойство ткани, связанное с ее “жесткостью” и скоростью, с которой звук проходит через ткань [3]. Если две соседние ткани имеют небольшую разницу в импедансе тканей, будет отражено очень мало энергии. Разница в импедансе между почкой (1,63) и печенью (1,64) очень мала, так что, если эти ткани находятся непосредственно рядом, может быть трудно различить границу раздела между ними с помощью ультразвука (Таблица 2.1).
Таблица 2.1
Импеданс ткани
Ткань | Плотность (кг/м3) | Импеданс (Рэлеи) |
|---|---|---|
Воздух и другие газы | 1.2 | 0.0004 |
Жировая ткань | 952 | 1.38 |
Вода и другие прозрачные жидкости | 1000 | 1.48 |
Почка (среднее значение мягких тканей) | 1060 | 1.63 |
Печень | 1060 | 1.64 |
Мышцы | 1080 | 1.70 |
Кости и другие обызвествленные объекты | 1912 | 7.8 |
Адаптировано по материалам диагностического ультразвука, 3-е изд., том 1.
Импеданс (Z) является произведением плотности ткани (p) и скорости движения этой ткани (c). Импеданс определяется по формуле: Z (Рэлея) = p (кг/м3) × c (м/с)
Жир имеет достаточную разницу в импедансе как почек, так и печени, чтобы границы двух органов можно было отличить от промежуточного жира (рис. 2.11).
Рис. 2.11
Изображение (a) демонстрирует , что когда почка и печень находятся непосредственно рядом друг с другом, трудно определить границу (стрелка) между капсулами почки и печени. Изображение (b) демонстрирует, что при наложении жира (который имеет значительно более низкое сопротивление) гораздо легче оценить границу между капсулой печени (стрелка) и жиром
Если разница импедансов между тканями очень высока, может произойти полное отражение звуковых волн, что приводит к акустическому затенению (рис. 2.12).
Рис. 2.12
В мочевом пузыре отражение звуковых волн в результате большой разницы импедансов мочи и конкрементов мочевого пузыря (тонкая стрелка). Акустическое затенение возникает в результате почти полного отражения звуковых волн (стрелки)
Артефакты
Звуковые волны излучаются датчиком с известной амплитудой, направлением и частотой. Взаимодействие с тканями организма приводит к изменению этих параметров. Предполагается, что возвращающиеся звуковые волны претерпели изменения в соответствии с ожидаемыми физическими принципами, такими как ослабление с расстоянием и сдвиг частоты в зависимости от скорости и направления объектов, с которыми они столкнулись. Время возвращения эхо-сигналов зависит от ожидаемой скорости звука в тканях человека. Когда эти ожидания не оправдываются, это может привести к отображению изображений и измерениям, которые не отражают фактические физические условия. Эти искажения известны как “артефакты”. Артефакты, при правильной идентификации, могут быть использованы для облегчения диагностики.
Повышенная пропускная способность возникает, когда звуковые волны проходят через ткани с меньшим ослаблением, чем это происходит в окружающих тканях. Например, когда звуковые волны проходят через заполненную жидкостью структуру, такую как киста почки, они испытывают относительно небольшое затухание по сравнению с тем, которое наблюдается в окружающей почечной паренхиме. Таким образом, когда волны достигают задней стенки кисты и почечной ткани за ее пределами, они более энергичны (имеют большую амплитуду), чем соседние волны. Возвращающиеся эхо-сигналы имеют значительно большую амплитуду, чем волны, возвращающиеся через почечную паренхиму из той же области почки. Таким образом, пикселям, связанным с областью, расположенной дистальнее кисты, присваивается большая “яркость”. Ткань выглядит гиперэхогенной по сравнению с соседней почечной тканью, даже если она гистологически идентична (рис. 2.13). Этот дефект можно устранить, изменив угол интонации или настроив настройки компенсации временного усиления.
Рис. 2.13
Повышенная пропускаемость с гиперэхогенностью (стрелка) в результате уменьшения ослабления из-за заполненной жидкостью кисты. Это пример искусственного искажения характеристик ткани, и его необходимо признать, чтобы избежать неверных клинических выводов
Акустическое затенение возникает, когда происходит значительное ослабление звуковых волн на границе раздела тканей, что приводит к потере информации о других структурах, расположенных дистальнее этой границы. Это ослабление может происходить на основе отражения или поглощения, что приводит к появлению ”безэховой“ или ”гипоэхогенной» тени. Значительное ослабление или потеря отраженного эхо-сигнала от тканей, расположенных дистальнее границы раздела, может привести к неправильным выводам о ткани в этой области. Например, когда звуковые волны достигают границы раздела между тканью яичка и кальцификацией яичка, возникает большая разница в импедансе и происходят значительное затухание и отражение. Таким образом, информация об области, расположенной дистальнее границы раздела, теряется или сильно уменьшается (рис. 2.14). Таким образом, в некоторых случаях сферические объекты могут выглядеть как объекты в форме полумесяца, и может быть трудно получить точные измерения таких трехмерных объектов. Кроме того, мелкие детали в области акустической тени могут быть затемнены. Проблемы с акустическим затенением наиболее эффективно преодолеваются изменением угла интонации.
Рис. 2.14
Акустическое затенение возникает дистальнее кальцификации в яичке (большие стрелки). Информация об архитектуре паренхимы яичка дистальнее области кальцификации теряется
Артефакт окантовки возникает, когда звуковые волны ударяются о изогнутую поверхность или границу раздела под критическим углом. Критический угол подачи звука — это такой угол, который приводит к распространению звуковой волны вдоль границы раздела без существенного отражения волны от преобразователя. Таким образом, информация, удаленная от интерфейса, теряется или сильно уменьшается. Этот очень распространенный артефакт в урологии должен быть распознан и иногда может быть полезен. Это наблюдается во многих клинических ситуациях, но очень часто наблюдается при визуализации яичка. Артефакты заострения часто возникают на верхнем и нижнем полюсах яичка, когда звуковые волны ударяются о закругленные полюса яичка под критическим углом. Этот артефакт может помочь различить головку придатка яичка и верхний полюс яичка. Артефакт заострения также хорошо виден при трансректальном ультразвуковом исследовании, когда две округлые доли предстательной железы сходятся по средней линии. При этом возникает артефакт, который, по-видимому, возникает вблизи мочеиспускательного канала и распространяется дистально. Артефакт окантовки можно увидеть в любой ситуации, когда падающая волна достигает границы раздела под критическим углом (рис. 2.15). Артефакт окантовки можно устранить, изменив угол интонации.
Рис. 2.15
Артефакт окантовки (стрелки), видимый на этом поперечном изображении предстательной железы, является результатом отражения звуковой волны вдоль изогнутой боковой поверхности переходной зоны (a). Артефакт окантовки (стрелки), вызванный закруглением верхнего полюса почки (b)
Артефакт реверберации возникает, когда ультразвуковая волна отражается взад-вперед (reverberates) между двумя или более отражающими поверхностями раздела. Когда звуковая волна попадает на отражатель и возвращается к преобразователю, в этом месте регистрируется объект. При втором прохождении звуковой волны ультразвуковое оборудование распознает второй объект, который находится в два раза дальше первого. Звуковая волна постоянно затухает с каждой последующей реверберацией, в результате чего изображение на экране становится немного менее интенсивным. Таким образом, генерируются эхо-сигналы, которые удаляются от преобразователя на равные интервалы, но постепенно становятся менее интенсивными (рис. 2.16).
Рис. 2.16
Артефакт реверберации возникает, когда звуковая волна многократно отражается между отражающими поверхностями. Результирующая эхо-картина представляет собой набор гиперэхогенных искусственных отражений дистальнее структуры с постепенным ослаблением звуковой волны
Артефакт реверберации также можно увидеть в случаях, когда падающая звуковая волна ударяется о ряд отражающих объектов меньшего размера (таких как газожидкостная смесь в тонкой кишке), что приводит к многократному отражению звуковых волн под различными углами и интенсивности (рис. 2.17).
Рис. 2.17
(a) Артефакт реверберации, возникающий, когда звуковые волны воздействуют на смесь жидкости и газа в кишечнике. (b) Этот тип реверберации (артефакт многолучевого распространения) характеризуется гиперэхогенными участками (открытая стрелка) и дистальным ослаблением падающей волны (закрытые стрелки)
Этот знакомый артефакт может скрывать важную анатомическую информацию и часто встречается при ультразвуковом исследовании почек. Его можно устранить, изменив расположение датчика и угол интонации.
Режимы ультразвука
Шкала серого цвета, ультразвук в режиме B
Ультразвук в серой шкале В режиме B (режим яркости) — это изображение, создаваемое преобразователем, который посылает ультразвуковые волны строго синхронизированным последовательным образом (импульсная волна). Отраженные волны принимаются преобразователем и интерпретируются с учетом расстояния и амплитуды. Время прохождения отражается положением на мониторе изображения, а интенсивность — “яркостью” соответствующего пикселя. Каждое последовательное эхо-изображение в зоне прямой видимости отображается параллельно, и все изображение обновляется со скоростью 15-40 кадров в секунду. В результате создается иллюзия непрерывного движения или сканирования “в реальном времени”. Интенсивность отраженных звуковых волн может варьироваться в 10,12 или 120 дБ раз. Хотя преобразователь может реагировать на такие экстремальные колебания интенсивности, большинство мониторов или дисплеев имеют эффективный диапазон только 106 или 60 дБ. Каждый из 512 × 512 или 512 × 640 пикселей может отображать 28 или 256 оттенков серого [3]. Большинство ультразвуковых установок внутренне обрабатывают и сжимают данные ультразвука, позволяя отображать их на стандартном мониторе. Оценка изображений в серой шкале требует способности распознавать нормальные паттерны эхогенности анатомических структур. Отклонения от этих ожидаемых паттернов эхогенности указывают на нарушения анатомии или физиологии или могут представлять собой артефакты.
Ультразвуковая допплерография
Режим доплеровского ультразвука зависит от физического принципа сдвига частоты, когда звуковые волны ударяются о движущийся объект. Основной принцип доплеровского ультразвука заключается в том, что звуковые волны определенной частоты будут смещаться или изменяться в зависимости от направления и скорости движущегося объекта, а также угла инсонирования. Это явление позволяет охарактеризовать движение, чаще всего движение крови по сосудам, но также может быть полезно для определения оттока мочи.
Эффект Доплера — это изменение частоты передаваемой звуковой волны в зависимости от скорости отражающего объекта, на который она попадает. Если отражающий объект неподвижен относительно преобразователя, то частота возврата будет равна частоте передачи. Однако, если объект, генерирующий эхо, движется к преобразователю, частота возврата будет выше, чем частота передачи. Если объект, генерирующий эхо-сигнал, удаляется от преобразователя, то отраженная частота будет ниже передаваемой. Это известно как сдвиг частоты, или доплеровский сдвиг (рис. 2.18).
Рис. 2.18
Эффект Доплера . FT — передаваемая частота. Когда FT попадает на неподвижный объект, возвращаемая частота FR равна FT. Когда FT ударяется о движущийся объект, FR “смещается” на более высокую или более низкую частоту
Сдвиг частоты передаваемой волны также зависит от угла наклона преобразователя относительно движущегося объекта. Максимальный доплеровский сдвиг частоты возникает, когда преобразователь ориентирован непосредственно на ось движения облучаемого объекта. То есть, когда преобразователь ориентирован параллельно (угол θ = 0°) направлению движения, сдвиг максимален. И наоборот, когда поверхность датчика ориентирована перпендикулярно направлению движения (угол θ = 90°), смещения доплеровской частоты обнаружено не будет (рис. 2.19).
Рис. 2.19
(A) Максимальные сдвиги частоты обнаруживаются, когда ось преобразователя параллельна направлению движения. (B) Сдвиг частоты не обнаруживается, когда ось преобразователя перпендикулярна направлению движения
Точный расчет скорости потока зависит от угла θ между датчиком и осью движения облучаемого объекта (рис. 2.20).
Рис. 2.20
Угол инсонирования . Расчетная скорость объекта с использованием доплеровского сдвига зависит от угла датчика (θ). Если ось датчика перпендикулярна направлению потока (90°), то косинус θ равен 0. На основе этой формулы для доплеровского сдвига (ΔF) обнаруженное изменение частоты будет равно 0. Адаптировано по Radiographics 1991; 11:109-119
Цветная допплерография позволяет оценить скорость и направление движущегося объекта. К направлению может быть применена цветная карта. Наиболее распространенная цветовая карта использует синий для обозначения движения от датчика и красный для обозначения движения к датчику (рис. 2.21).
Рис. 2.21
На этом изображении лучевой артерии кровь течет по изогнутому сосуду от (A) к (C). Поток, направленный к преобразователю (A), показан красным цветом. Поток в середине сосуда (B) перпендикулярен оси датчика и не вызывает доплеровского сдвига; таким образом, цвет не присваивается, даже если скорость и интенсивность потока в сосуде одинаковы. Поток, отходящий от преобразователя (C), показан синим цветом
Скорость движения определяется интенсивностью цвета. Чем больше скорость движения, тем ярче отображается цвет. Цветовая допплерография может использоваться для характеристики кровотока в почках, яичках, половом члене и простате. Она также может быть полезна при обнаружении ”струй» мочи, выходящих из отверстий мочеиспускательного канала. Точное представление характеристик потока требует внимания к ориентации датчика относительно движущегося объекта. Следовательно, в большинстве клинических обстоятельств угол между датчиком и направлением движения должен быть меньше или равен 60° (рис. 2.22).
Рис. 2.22
Угол датчика должен составлять ≤60 ° относительно оси движения жидкости, чтобы обеспечить более точный расчет скорости потока
Когда манипуляциями с датчиком невозможно достичь угла 60° или меньше, луч можно “направить” электронным способом, чтобы помочь создать желаемый угол θ (рис. 2.23).
Рис. 2.23
Управление лучом. На изображении (A) угол излучения составляет 75 ° (желтый кружок), что неблагоприятно для точных расчетов скорости. Это связано с тем, что ось датчика перпендикулярна сосуду. На изображении (B) луч был “направлен” под углом 55 ° (желтый кружок) без изменения физического положения преобразователя . Расчет результирующей скорости более точен при 55 °
Силовая допплерография ультразвуковое исследование — это режим, который присваивает амплитуду изменения частоты цветовой карте. Это не позволяет оценить скорость или направление потока, но на него меньше влияют волны обратного рассеяния. Таким образом, силовой допплер в меньшей степени зависит от угла, чем цветной, и более чувствителен для определения потока [4].
Когда звуковая волна попадает на объект внутри тела, звуковая волна изменяется различными способами, включая изменения частоты и амплитуды (рис. 2.24).
Рис. 2.24
Обратное рассеяние определяется как комбинация изменений частоты и амплитуды, которые происходят в отраженной звуковой волне основной частоты
В то время как цветовой допплер присваивает изменения частоты цветовой карте, энергетический допплер присваивает изменения интегральной амплитуды (или мощности) цветовой карте. Можно присвоить низкоуровневой информации обратного рассеяния цвет, который не бросается в глаза на цветовой карте, тем самым обеспечивая повышенное усиление без помех от этой информации обратного рассеяния (рис. 2.25). Силовой допплер может быть более чувствительным, чем цветной допплер, для обнаружения уменьшения кровотока [4].
Рис. 2.25
(a) При силовой допплерографии интенсивность цвета связана с изменениями амплитуды (мощности), а не с изменениями частоты. (b) На этом сагиттальном изображении почки показан энергетический доплеровский кровоток. Обратите внимание, что цветная карта, изображенная в правом верхнем углу, не имеет масштаба, поскольку количественное измерение скорости не отображается с помощью стандартного энергетического доплера
Интегральная амплитуда (мощность) доплеровского сигнала определяется яркостью цвета. Поскольку сдвиг частоты не отображается при стандартном силовом допплере, направление и скорость потока не указываются.
Цветной допплер со спектральным отображением — это режим, который позволяет одновременно отображать цветное допплеровское изображение и представлять поток в виде волны в дискретной области опроса. Этот режим обычно используется для оценки структуры и скорости кровотока в почках и яичках (рис. 2.26).
Рис. 2.26
В этом примере лучевая артерия показана на ультразвуковом исследовании в серой шкале в реальном времени с цветным доплеровским наложением. Блок для опроса или затвор (A) располагается над исследуемым сосудом. Затвор должен располагаться и иметь размер, чтобы закрывать примерно 75% просвета сосуда. Угол инсонирования указывается путем обозначения ориентации сосуда курсором (B). Скорость потока внутри сосуда отображается количественно на спектральном дисплее (C)
Спектральная форма волны предоставляет информацию о периферическом сосудистом сопротивлении в тканях. Наиболее часто используемым показателем этих скоростей является индекс сопротивления (рис. 2.27).
Рис. 2.27
Индекс резистивности (RI) представляет собой максимальную систолическую скорость (A) минус конечная диастолическая скорость (B) сверх максимальной систолической скорости (A)
Индекс резистивности может быть полезен при характеристике ряда клинических состояний, включая стеноз почечной артерии и обструкцию уретры. Поскольку скорость представлена на оси масштабирования, необходимо установить соответствующие пределы масштабирования для предотвращения артефактов. Следовательно, необходимо знать ожидаемую скорость в сосудах, соответствующую урологической практике (таблица 2.2). Клиническое использование индекса резистивности описано в последующих главах.
Таблица 2.2
Ожидаемая скорость в урологических сосудах
Сосуд | Скорость |
|---|---|
Артерия полового члена | >35 см / с (после приема вазодилататоров) [10] |
Почечная артерия | <100 см / с [11] |
Капсулярная артерия мошонки | 5-14 см / с [12] |
Измеряемая скорость будет зависеть от множества физиологических и анатомических вариантов
Артефакты, связанные с допплерографией
Артефакт мерцания возникает, когда звуковая волна сталкивается с поверхностью раздела, которая создает энергетическое отражение звуковой волны. В режимах ультразвука, таких как силовой и цветовой допплер, это может вызвать искажение возвращающейся звуковой волны, что создает видимость движения дистальнее этой границы раздела. Результирующий доплеровский сигнал появляется в виде тянущейся акустической “тени” различной интенсивности и направления, известной как артефакт мерцания. Хотя этот артефакт может наблюдаться при различных клинических обстоятельствах (например, артефакт мерцания, возникающий при взаимодействии ультразвуковой волны с баллоном катетера Фолея в мочевом пузыре), чаще всего он клинически полезен при оценке гиперэхогенных объектов в почке. Камни часто имеют артефакт мерцания (рис. 2.28), тогда как дугообразные сосуды и другие гиперэхогенные структуры в почке обычно этого не делают. Не все кальцификации проявляются артефактом мерцания. Кальцификации почечной артерии и кальцификации в опухолях и кистах также могут вызывать артефакт мерцания [5].
Рис. 2.28
Артефакт мерцания . Эффект, возникающий при взаимодействии звуковых волн на границе раздела с высокой разницей импедансов (в данном случае почечных камней), который создает артефакт, предполагающий турбулентное движение (большие стрелки)
Сглаживание — это артефакт, который возникает, когда ультразвуковой запрос (определяемый PRF) события происходит с частотой, недостаточной для точного представления события. Когда опрос проводится с нечастыми интервалами , отображаются только части фактического события. Сглаживание происходит, когда частота опроса менее чем в два раза превышает сдвинутую доплеровскую частоту (рис. 2.29).
Рис. 2.29
Наложение псевдонимов . На этом рисунке, где синусоидальная волна обозначает событие в реальном времени, а вертикальные стрелки на верхней панели обозначают частоту опроса, мы видим, что частый опрос дает точное представление о событии. Точное изображение ультразвукового события должно соответствовать условию: fs ≥ 2b, где fs — частота дискретизации, а 2b — самая высокая частота в событии. Это известно как предел Найквиста. Менее частое взятие проб (справа) приводит к неверной интерпретации события. (Схема адаптирована по материалам диагностического ультразвука, 3-е изд., рис. 1-40, стр. 33)
Нормальный ламинарный однонаправленный кровоток отображается одним цветом на цветном допплере. Спектральный допплер показывает полную форму волны (рис. 2.30). Во время цветного допплеровского сканирования сглаживание чаще всего проявляется как кажущаяся турбулентность и изменение направления кровотока в сосуде. Во время спектрального доплеровского сканирования явление сглаживания проявляется как усечение пика систолической скорости с проекцией пика ниже базовой линии (рис. 2.31).
Рис. 2.30
Спектральный допплерограф . (a) При цветовом отображении на этом цветном допплеровском изображении со спектральным анализом кровотока кровоток выглядит однонаправленным. (b) Форма волны точно отображается при спектральном анализе
Рис. 2.31
В этом цветном доплеровском ультразвуковом исследовании со спектральным потоком сглаживание демонстрируется видимыми изменениями скорости и направления на цветовой карте, присвоенной сосуду (a). Сглаживание спектральной формы волны рассматривается как усечение пиковой систолической скорости (b) с проекцией пика ниже базовой линии (c)
Этот артефакт можно преодолеть, уменьшив частоту падающей звуковой волны, увеличив угол инсонирования (θ) или увеличив PRF.
Гармоническое сканирование
Гармоническое сканирование использует аберрации, связанные с нелинейным распространением звуковых волн внутри ткани. Эти асимметрично распространяющиеся волны генерируют меньше гармоник, но те, которые генерируются, имеют большую амплитуду (рис. 2.32).
Рис. 2.32
Нелинейное распространение звуковых волн в тканях приводит к меньшему количеству, но более энергичных гармоник, которые могут быть избирательно оценены в возвращающемся эхо-сигнале
Поскольку эти гармоники в меньшей степени подвержены рассеянию, связанному с падающей волной, с сигналом связано меньше шума. Избирательно отображая частоты гармоник, которые вырабатываются внутри организма и отражаются на преобразователь, можно получить изображение с меньшим количеством искажений и большим разрешением.
Пространственное компаундирование — это режим сканирования, при котором направление звука последовательно изменяется электронным способом для получения составного изображения. Этот метод уменьшает количество артефактов и шума, обеспечивая лучшую четкость сканирования [6] (рис. 2.33).
Рис. 2.33
Пространственное компаундирование приводит к составному изображению за счет объединения данных с нескольких углов сканирования, полученных с помощью автоматического управления лучом. Результирующее изображение получается более подробным с меньшим количеством артефактов.
) 3D ( трехмерное – Трехмерное сканирование создает серию изображений (набор данных), которыми затем можно манипулировать для получения дополнительных изображений рассматриваемой анатомии. 3D-визуализация может быть важна при планировании процедур и точных объемных оценках [7]. 3D-сканирование может позволить распознавать некоторые образцы тканей, которые в противном случае были бы незаметны при двумерном сканировании [8].
Контрастные вещества в ультразвуке
Для повышения эхогенности крови и тканей использовались внутривенные препараты, содержащие микропузырьки. Микропузырьки распределяются по сосудистой системе и создают сильное эхо с гармониками при воздействии звуковых волн. Сами пузырьки быстро разрушаются при взаимодействии со звуковыми волнами. Для уменьшения разрушения микропузырьков желательно настроить аппарат с низким механическим показателем (см. Главу. 4). Контрастные вещества могут быть полезны при ультразвуковом исследовании предстательной железы, поскольку повышают способность распознавать области с повышенной сосудистостью [9]. Использование внутривенных ультразвуковых контрастных веществ считается исследовательским, но показало себя многообещающим в ряде ситуаций урологического сканирования. Возможность продемонстрировать расширение сосудов без воздействия потенциально токсичных контрастных веществ или ионизирующего излучения делает ультразвук с контрастированием перспективным методом урологической визуализации.