Физика и артефакты изображений

Диагностический ультразвук претерпел огромный технологический прогресс. За последние 50 лет ультразвук превратился из единственного специального инструмента с большими громоздкими аппаратами в очень компактную и портативную технологию. Разработка небольших и менее дорогих ультразвуковых систем увеличила число медицинских специальностей, использующих ультразвук. Многие открывают для себя преимущества диагностического ультразвука на месте оказания медицинской помощи. Студенты-медики, медсестры, медицинские работники среднего звена и врачи приняли ультразвук как инструмент, облегчающий оценку состояния пациента и улучшающий результаты инвазивных процедур. Оператор должен иметь базовое представление о физических принципах ультразвука. Именно на этих принципах ультразвук основывается на своей способности быть эффективным инструментом в медицинской визуализации.

 ПОНИМАНИЕ ЗВУКА И УЛЬТРАЗВУКА

Самый простой способ описать ультразвук — использовать принцип импульсного эха. В качестве примера предшественника диагностического ультразвука можно использовать сонар. Подводная лодка, обладающая возможностями гидролокатора, может точно контролировать, когда генерируется акустический импульс. Он принимает относительную скорость распространения при прохождении через определенную среду (воду). Количество прошедшего времени, необходимое для возвращения “эха” после попадания в объект, позволяет рассчитать относительное расстояние до интересующей цели.

В диагностическом ультразвуковом исследовании используется та же концепция принципа импульсного эха. Электрический ток пропускается через кристаллы в преобразователе и генерирует звуковую волну. Этот пьезоэлектрический эффект генерирует постоянный импульс высокочастотных продольных механических звуковых волн, которые можно измерить и использовать в расчетах. Этот импульс распространяется с относительно постоянной скоростью до тех пор, пока не встретится с отражающей поверхностью, что приводит к отражению части звука обратно к кристаллу преобразователя. Когда возвращающаяся звуковая волна ударяется о кристалл, она генерирует электрический импульс, который преобразуется в диагностическое изображение. Исходя из предположения, что звук распространяется через все ткани с одинаковой скоростью (1540 м/ с), компьютер измеряет время прохождения в оба конца и интенсивность каждого возвращающегося “эха”. Количество времени, необходимое для получения возвращающегося эхо-сигнала, определяет его относительное расстояние от преобразователя, в то время как возвращаемая интенсивность пропорциональна присвоению пикселю оттенков серого. Каждое возвращающееся эхо-сообщение представлено в виде пикселя (точки) информации на устройстве отображения.

Звуковые волны на самом деле представляют собой серию повторяющихся механических волн давления, которые распространяются в среде (рисунок 3-1). Эти волны давления измеряются в герцах (циклах в секунду). Обычно слышимый звук колеблется в диапазоне от 16 000 до 20 000 Гц. Ультразвук технически определяется как “звук”, частота которого превышает 20 000 Гц. В медицине ультразвук, используемый в диагностических целях, включает частоты, которые обычно варьируются от 2 до 15 миллионов циклов в секунду, или от 2 до 15 МГц, что значительно превышает диапазон человеческого слуха.

Рисунок 3-1. График зависимости времени звуковой волны от давления. Амплитуда: пиковое давление волны. Период: время, необходимое для завершения одного цикла. (Любезно предоставлено SonoSite)

 ПРИНЦИПЫ ФИЗИКИ УЛЬТРАЗВУКА

АМПЛИТУДА

Амплитуда — это пиковое давление волны (высота). Это может быть просто интерпретировано как громкость волны. Амплитуда коррелирует с интенсивностью возвращающегося эхо-сигнала. Громкий звук имеет большую амплитуду, в то время как тихий звук имеет малую амплитуду (рисунок 3-1).

ТОЧКА

Период — это время, необходимое для завершения одного цикла.

ЧАСТОТА

Частота — это количество повторений волны в секунду. Диапазон частот, обычно обсуждаемых здесь, составляет от 2 до 15 МГц.

ПРОСТРАНСТВЕННАЯ ДЛИТЕЛЬНОСТЬ ИМПУЛЬСА

Диагностический ультразвуковой преобразователь формирует изображение, посылая и принимая ультразвуковые волны. Он принимает возвращающиеся, или отраженные, ультразвуковые волны; генерация ультразвуковых волн обычно происходит менее чем в 1% случаев. Период, в течение которого он генерирует ультразвуковые волны, называется импульсом. Пространственная длительность импульса — это расстояние или длительность каждого импульса. Пространственная длительность импульса определяется частотой и длительностью импульса.

Технология преобразователя основана на пьезоэлектрическом эффекте. Пьезоэлектрик определяется как “давление-электричество” и относится к материалам, которые выполняют двойную функцию преобразования электрической энергии в механическую энергию (давление) и, наоборот, механической энергии (отраженное эхо) в электрическую энергию. Хотя кварц является природным кристаллом, кристаллические элементы в современных преобразователях являются синтетическими. Расположение и количество кристаллов в преобразователе зависят от производителя, конструкции преобразователя и его предполагаемого применения.

Частота преобразователя напрямую влияет на качество изображения и разрешающую способность. Как правило, высокие частоты приводят к повышению разрешения и улучшению качества изображения. Хотя разрешение может увеличиваться, проникновение в ткани будет уменьшаться. Более низкие частоты приводят к более низкому разрешению, но обеспечивают лучшее проникновение в ткани.

Разрешение также зависит от пространственной длительности импульса. Более высокая частота обеспечивает большее количество опорных точек или пикселей на аналогичном пространственном расстоянии и, таким образом, обеспечивает более высокое разрешение за счет отображения меньших сегментов ткани. Однако компромисс заключается в том, что более высокая частота не будет распространяться так далеко или проникать в глубокие ткани.

ПРОПУСКНАЯ СПОСОБНОСТЬ

Исторически ультразвуковые преобразователи излучали только одну частоту. По мере усложнения ультразвукового оборудования каждый преобразователь мог генерировать несколько разных частот, но одновременно посылать только одну частоту. Современные ультразвуковые преобразователи излучают “центральную” частоту во время передающей части цикла. По обе стороны от центральной частоты существует диапазон частот, известный как полоса пропускания (рисунок 3-2). Результирующая частота фактически представляет собой среднее значение частот в полосе пропускания.

Рисунок 3-2. Датчики с широкой полосой пропускания или с возможностью выбора нескольких частот.

Многие ультразвуковые системы используют частоты с такой полосой пропускания во время принимаемой части цикла и, таким образом, включают широкополосные преобразователи. Технология может позволить оператору выбрать одну из нескольких “центральных” частот, доступных от одного преобразователя. Этот выбор позволяет оператору легко максимизировать частоту передачи преобразователя, обеспечивающую наилучшее разрешение или проникновение в исследуемую область. Независимо от того, какой тип технологии преобразователя используется, следует использовать самую высокую частоту, которая проникает в исследуемую область и обеспечивает наилучшее разрешение.

Разрешение изображения зависит от многих факторов преобразователя, включая пространственную длительность импульса волны. Пространственная длительность импульса зависит от конкретных характеристик преобразователя, установленных производителем. Это может объяснить, почему простое увеличение частоты передачи преобразователя может не всегда приводить к улучшению разрешения или качества изображения.

СКОРОСТЬ

Скорость звука определяется как скорость волны. Скорость звука зависит от материала, через который проходит волна. Скорость не зависит от частоты. Поскольку скорость прохождения ультразвука через данную среду постоянна, чем ближе молекулы расположены друг к другу, тем лучше распространение. Следовательно, в костях звук распространяется быстрее, чем в мягких тканях человека. Когда молекулы становятся менее плотными (газы), скорость звука замедляется еще больше или может вообще не распространяться, как в случае с вакуумом.

ДЛИНА ВОЛНЫ

Длина волны (скорость распространения / частота) — это расстояние, которое волна проходит за один цикл.

ОСЛАБЛЕНИЕ

Ослабление звука начинается в тот момент, когда внутри преобразователя генерируется импульс, и продолжается на протяжении всего пути прохождения туда и обратно, пока звуковой импульс не вернется к преобразователю для записи в виде “эха”. Существует несколько факторов, которые способствуют ослаблению. К этим факторам относятся длина волны излучаемого звука, среда, через которую распространяется звук, и количество интерфейсов, с которыми он сталкивается.

Тип и плотность ткани в сочетании со степенью ее гомогенности или неоднородности влияют на скорость ослабления. Ткань того же типа и плотности облегчает передачу звука. Ультразвук лучше всего передается с наименьшим ослаблением через однородные структуры, заполненные жидкостью. Вот почему трансабдоминальное ультразвуковое исследование матки и яичников облегчается при растянутом мочевом пузыре. Жидкость внутри мочевого пузыря обеспечивает акустическое окно для звуковой волны и позволяет эффективно использовать передаваемый звук для визуализации анатомии задней части тела.

Отражение — это форма ослабления. Это перенаправление части звуковой волны обратно к ее источнику. Отражение — это основа, на которой основано ультразвуковое сканирование. Ультразвуковой луч должен оценивать интересующую анатомию под углом 90 градусов для максимального отражения и визуализации анатомических структур. Манипулирование датчиком таким образом, чтобы исследуемая область располагалась непосредственно под датчиком в центре дисплея, обеспечивает улучшенную визуализацию и возможность лучше оценить окружающие анатомические структуры.

Преломление — это перенаправление части звуковой волны, когда она пересекает границу сред с разной скоростью распространения. Это условие ухудшается при неперпендикулярном падении (рисунок 3-3).

Рисунок 3-3. Отражение и преломление.

Рассеяние происходит, когда ультразвуковой луч сталкивается с поверхностью раздела, которая меньше звукового луча или имеет неправильную форму. Термин рэлеевское рассеяние относится к красным кровяным тельцам (эритроцитам) (<5 мкм), которые обычно не видны, если они не сгруппированы вместе, образуя большую площадь поверхности. Это может произойти, когда движение крови замедляется во время застоя, раннего образования тромба или асистолии. Спонтанный контраст — еще один термин, используемый для описания этого явления, которое лучше всего проявляется при визуализации в режиме B в реальном времени

Поглощение происходит, когда энергия звуковой волны содержится внутри ткани. Когда акустическая энергия преобразуется в тепловую энергию, она рассеивается в виде тепла внутри ткани. Это формирует основу терапевтического ультразвука. Например, физиотерапевты используют терапевтический ультразвук, чтобы помочь пациентам восстановиться после травм, используя выходную мощность, значительно превышающую мощность диагностического ультразвука.

ИНТЕРФЕЙСЫ

Когда звук пересекает границу тканей, имеющих различный акустический импеданс, говорят, что происходит взаимодействие. При экстренном ультразвуковом исследовании классическим взаимодействием является мешок Морисона, где печень примыкает к гиперэхогенной почечной фасции. Эта граница становится более заметной, когда в мешочке Морисона видна безэховая жидкость.

АКУСТИЧЕСКИЙ ИМПЕДАНС

Акустический импеданс относится к сопротивлению ткани движению молекул. Акустический импеданс напрямую связан с плотностью ткани. Кровь, моча, жир и мышцы имеют достаточную разницу в акустическом сопротивлении, чтобы генерировать отражение, когда ультразвуковая волна проходит от одной ткани к другой. Большая разница в плотности между тканями приводит к большему или более сильному отражению. Интенсивность отражения (громкость эха) определяется тем, насколько велика разница в импедансах между тканями, находящимися в контакте. Небольшая разница в плотности (акустический импеданс) приводит к генерации небольшого эха. Большая разница в плотности приводит к появлению сильного эхо-сигнала, при этом большая часть энергии теряется на отражение. Следовательно, остается мало энергии для продолжения визуализации более глубоких структур. Это объясняет, почему диагностический ультразвук не может “видеть” сквозь газы кишечника или кость, поскольку существует слишком большая разница в акустическом импедансе между этими типами интерфейсов и мягкими тканями. Это явление называется “акустическим несоответствием” и будет рассмотрено далее в разделе, посвященном артефактам.

РАЗРЕШЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЯ

Разрешение относится к качеству изображения, получаемого аппаратом. Это способность различать детали анатомических структур. Хотя существует несколько факторов, влияющих на общее качество изображения, мы ограничим наше обсуждение осевым, боковым, временным разрешением и контрастом.

ОСЕВОЕ РАЗРЕШЕНИЕ

Осевое разрешение — это способность различать две близко расположенные структуры, которые лежат в плоскости, параллельной направлению распространения звуковой волны; то есть объекты друг над другом на экране просмотра.

Существует несколько факторов, влияющих на качество осевого разрешения; однако ограничивающим скорость шагом, контролируемым оператором, является ультразвуковой луч и частота преобразователя. Как правило, более высокая частота преобразователя обеспечивает лучшее осевое разрешение и результирующее качество изображения (рисунок 3-4).

Рисунок 3-4. Осевое разрешение улучшается за счет увеличения частоты преобразователя, как показано на рисунке. Обратите внимание, насколько зернистое и пикселизированное изображение с низкой частотой (1,9 МГц) (A) сравнивается с более плавными характеристиками изображения с более высоким разрешением (5,0 МГц) (B). Также обратите внимание на лучшую визуализацию всего ряда небольших кист (стрелка вверху) и следующего ряда кист немного большего размера (стрелка внизу) вдоль “оси” проходящего луча. Оба изображения были получены с использованием многоцелевого фантома. (Любезно предоставлено Model 539 Multipurpose, ATS Laboratories, Inc.)

БОКОВОЕ РАЗРЕШЕНИЕ

Боковое разрешение — это способность различать две близко расположенные структуры, которые расположены перпендикулярно направлению распространения ультразвукового луча; то есть объекты, расположенные бок о бок на экране просмотра. Как правило, боковое разрешение будет ниже осевого. Основным элементом управления оборудованием, улучшающим боковое разрешение, является подгонка “фокальной зоны” к интересующей области. Однако некоторые популярные ультразвуковые аппараты в медицинских учреждениях не имеют возможности отдельной настройки фокальной зоны. На этих аппаратах регулировка глубины или режима разрешения косвенно регулирует фокальную зону. Кроме того, ширина ультразвукового луча влияет на это разрешение из стороны в сторону. Ширина луча может достигать 5-10 мм на поверхности преобразователя, но сужается примерно до 1-1,5 мм на глубине фокальной зоны. Если эта “фокальная зона” расположена на экране рядом с интересующей областью, то теоретически ультразвуковой луч будет самым узким в этой точке, что обеспечивает улучшенное боковое разрешение. На одном ультразвуковом изображении может быть выбрано несколько фокальных зон в попытке максимизировать разрешение на определенных глубинах. Поскольку это действие требует дополнительного времени обработки, частота кадров снизится, и изображение начнет казаться “прерывистым”. Возможностей одной фокальной зоны обычно достаточно для большинства исследований органов брюшной полости и сердца. Множественные фокальные зоны часто имеют большее значение при исследовании поверхностных структур, когда перемещение датчика минимально и дополнительное время обработки сигнала вызывает меньше беспокойства.

Регулировка фокальной зоны также сужает «плоскостное измерение” луча или “толщину среза». Ультразвуковой луч не совсем двумерный (2D), но имеет толщину, аналогичную кредитной карте. Регулировка фокальной зоны может предотвратить “артефакты толщины среза”, возникающие в результате того, что луч толще изображаемой структуры и в среднем охватывает большие объемы ткани, чем предполагалось. Например, при попытке визуализировать кровеносный сосуд (например, нижнюю полую вену), если толщина луча больше, чем кровеносный сосуд, он может получить отраженный сигнал от ткани по обе стороны от кровеносного сосуда, и при отображении усредненного сигнала может показаться, что в просвете есть какой-то тканевый компонент, что приводит к искажению толщины среза (рисунок 3-5). Оператор также может влиять на частоту кадров, изменяя ширину сектора с широкой на узкую или наоборот. При уменьшении ширины сектора частота кадров увеличивается (рисунок 3-6). Эта настройка может быть особенно важна при сканировании для обнаружения движения, например, на ранних сроках беременности с использованием широкоугольного эндовагинального датчика.

Рисунок 3-5. (Слева) Иллюстрация толщины среза. Профили лучей, видимые сбоку. Луч расфокусирован на изображении (А), создавая более толстый луч, чем сфокусированный луч на изображении (Б). (Справа) На изображении (А) томографический срез отображает IVC (маленькие стрелки) и некоторую прилегающую ткань печени, создавая артефакт (длинная стрелка) из-за происходящего усреднения объема. На изображении (B) томографический срез тонкий и сфокусированный и, следовательно, выделяет только IVC без видимого артефакта при усреднении по объему.

Рисунок 3-6. Зависимость ширины сектора от частоты кадров. Чем более узкий сектор, тем выше частота кадров, как указано для широкого сектора (A) частота кадров = 23 кадра в секунду, среднего сектора (B) частота кадров = 45 кадров в секунду, узкого сектора (C) частота кадров = 69 кадров в секунду.

ВРЕМЕННОЕ РАЗРЕШЕНИЕ

Временное разрешение относится к скорости получения составного кадра, выраженной в виде частоты кадров (кадров в секунду) или иногда выражаемой в герцах (циклах в секунду). Частота кадров 15 Гц требуется, чтобы увидеть движение структур в “реальном времени”, таких как сердцебиение плода или других структур сердца взрослого человека. Регулировка ширины сектора или уменьшение плотности линий окажут наибольшее влияние на увеличение временного разрешения или частоты кадров, поскольку в обеих ситуациях система сканирует меньше линий, что требует меньше времени, в результате чего изображение получается менее прерывистым.

КОНТРАСТНОЕ РАЗРЕШЕНИЕ

Контрастное разрешение относится к способности ультразвуковой системы присваивать значение в оттенках серого возвращающимся эхо-сигналам различной амплитуды. Большинство современных диагностических ультразвуковых систем используют 256 оттенков серого, что позволяет распознавать едва заметные изменения плотности тканей. Более высокий контраст (меньшее количество оттенков серого) может быть более приятным для человеческого глаза, но на самом деле может содержать меньше диагностической информации. Этот динамический диапазон информации (измеряемый в децибелах или дб) часто является программируемой функцией и может зависеть от конкретного исследования. Оптимальная настройка позволяет четко различать исследуемую область и окружающую анатомию, и, как правило, чем больше оттенков серого, тем лучше контрастное разрешение. При визуализации органов брюшной полости часто используется широкий динамический диапазон с множеством оттенков серого. При визуализации сердца используется узкий динамический диапазон для создания четкого изображения движущегося эндокарда и безэховой крови (Рисунок 3-7).

Рисунок 3-7. Контрастное разрешение. На изображении (А) патология в паренхиме печени лучше всего визуализируется с использованием широкого динамического диапазона. На изображении (B) узкий динамический диапазон оптимален для визуализации анатомии сердца с быстрыми движениями.

 РЕЖИМЫ

A-режим, или “амплитудный режим”, обеспечивал одну из оригинальных оценок состояния человеческого тела с помощью звука. Ультразвук в режиме A включал дисплей осциллографа для возврата информации об амплитуде, и традиционного изображения не существовало. Информация о пиковой амплитуде на горизонтальной оси предоставляла информацию о силе или “громкости” волны, в то время как вертикальная ось предоставляла информацию о расстоянии отражателя от преобразователя (рисунок 3-8А). Визуализация в режиме A используется в офтальмологии при точном измерении расстояния до сетчатки для расчета имплантации интраокулярной линзы. Режим A обычно не используется при экстренном ультразвуковом исследовании.

Рисунок 3-8. Сравнение режимов. На диаграмме (А) показано отображение изображения для каждого из трех режимов: B-режима, A-режима и M-режима. Митральный клапан открыт во время диастолы желудочка и закрыт во время систолы. Ультразвуковое исследование перикардиального выпота в М-режиме (B). Стрелка показывает, что ПЖ разрушается во время ранней диастолы (ПЖ открыто справа, как указано красной временной линией).

B-режим, или “режим яркости”, преобразует амплитуду возвращающегося эхо-сигнала в изображение в оттенках серого, обеспечивая лучшую корреляцию с анатомическими структурами. Этот “2D” томографический срез используется в большинстве экстренных ультразвуковых исследований и называется визуализацией в режиме B (рисунок 3-8А).

M-режим, или “режим движения”, позволяет одновременно отображать 2D изображение в режиме B и характерную форму волны (рисунок 3-8B). Эта форма волны отображает движение или отклонение ткани относительно датчика по вертикальной оси и представляет время или изменения в сердечном цикле по горизонтальной оси. Технология M-mode может быть полезна в учреждениях неотложной помощи во время обследования беременности и позволяет измерять и документировать сердечную деятельность плода. Также может быть полезно продемонстрировать хронометраж событий во время изменений в сердечном цикле, таких как идентификация диастолического коллапса правого желудочка, вторичного по отношению к тампонаде сердца. Аналогичным образом, документирование скольжения легких также может быть достигнуто с помощью M-режима.

ДОППЛЕРОГРАФИЯ

Допплерография представлена в нескольких различных формах. Технология доплерографии основана на интерпретации «частотного сдвига”, который существует между переданным и принятым доплеровским сигналом, в то время как анатомия (кровь внутри сосуда) движется по мере получения изображения. Например, когда раздается свисток поезда, пешеход на переходе почувствует увеличение высоты звука (доплеровский сдвиг) свиста по мере приближения поезда и уменьшение высоты звука по мере удаления поезда.

Технология ультразвуковой допплерографии использует этот “сдвиг частоты”. Источники (например, RBC), движущиеся к приемнику (преобразователю), излучают более высокую отраженную частоту, в то время как удаляющиеся источники излучают более низкую отраженную частоту, что позволяет системе отображать направление и скорость потока. Угол исследования кровотока является важным фактором, влияющим на качество и точность доплеровского сигнала.

Спектральный допплер обеспечивает характеристическую форму сигнала и позволяет проводить количественную оценку для анализа кровотока с использованием технологий непрерывной волны или импульсной волны. Импульсно-волновой допплер производит короткие звуковые всплески. Для генерации и приема сигнала используется один и тот же кристалл. Благодаря тому, что преобразователь прослушивает сигнал с определенными интервалами, он может точно контролировать, откуда исходит отраженный звук, и, таким образом, имеет “разрешение по шкале дальности”. Ограничением методов импульсно-волновой обработки является то, что она может отображать только определенные максимальные или пиковые скорости (известные как предел Найквиста), прежде чем сигнал изменит форму и станет не поддающимся количественной оценке. Максимальная скорость, которую он может отображать, ограничена доплеровской частотой датчика и глубиной движущейся цели. Сглаживание или округление происходит, если скорость слишком высока для отображения. Пики обрезаны и отображаются ниже базовой линии. В непрерывном волновом допплере для отправки и приема сигналов используются разные кристаллы. Один кристалл постоянно посылает сигналы, в то время как другой принимает отраженный сигнал. Таким образом, изображение в режиме реального времени В режиме B не отображается на экране просмотра. Непрерывноволновой допплер не имеет разрешения по глубине или диапазону, но он не искажает и может количественно определять гораздо более высокие скорости.

Цветовая допплерография использует принцип эхо-импульса для создания цветных изображений. Цветное изображение накладывается на 2D-изображение. Красный и синий дисплеи предоставляют информацию о направлении и средней скорости потока. Он не может отображать мгновенные пиковые скорости и не поддается точной количественной оценке. Цвет в верхней части дисплея обозначает поток, направленный к датчику, а цвет в нижней части дисплея обозначает поток, отводимый от датчика. Он чувствителен к положению датчика (рисунок 3-9).

Рисунок 3-9. Цветная допплерография воротной вены. Красный кружок подчеркивает цветовой ключ для направления и / или средней скорости кровотока.

Независимо от того, используется ли импульсно-волновая доплерография или цветная доплерография, если звуковой импульс попадает в кровеносный сосуд или кровоток под углом более 60 градусов, это может привести к неточным показаниям скорости и даже может свидетельствовать об отсутствии потока, хотя на самом деле это происходит из-за плохого доплеровского угла.

Изображения с силовой допплерографией основаны на амплитуде или силе движения. Цветные карты в Power Doppler представлены одним непрерывным цветом. Это обеспечивает лучшую чувствительность при состояниях с медленным кровотоком или низким объемом крови, таких как перекрут яичников или тестикул. Это достигается за счет сравнения или усреднения нескольких кадров, сохраняющих накопленный кровоток за ряд сердечных циклов. Это требует дополнительного времени обработки и снижает частоту кадров съемки. Это меньше зависит от угла, но более чувствительно к артефактам движения.

Каждая форма доплеровской диагностики имеет свои преимущества и ограничения; однако ее работа кажется обманчиво простой. Всестороннее обсуждение доплеровской физики и измерений скорости выходит за рамки этой главы.

 ДВУМЕРНАЯ ВИЗУАЛИЗАЦИЯ

Двумерные изображения (также называемые изображениями в режиме B или в оттенках серого) создаются, когда компьютер размещает пиксели на двумерном мониторе в зависимости от направления, с которого был получен сигнал, и временного интервала между излучением и возвратом сигнала. Эхогенность относится к амплитуде (яркости) сигналов, отраженных от данной структуры, по сравнению с амплитудой сигналов от окружающих структур. Если структура проявляется как гиперэхогенная, считается, что она более эхогенная (с повышенной амплитудой), чем окружающая анатомия. И наоборот, гипоэхогенные структуры кажутся менее эхогенными (с уменьшенной амплитудой). Изоэхогенная информация обладает той же эхогенностью, что и окружающие структуры. Наконец, безэхогенность означает отсутствие эхо-сигналов. Как правило, структуры, заполненные жидкостью, выглядят безэховыми (лишенными эха или черными) (Рисунки 3-10 и 3-11).

Рисунок 3-10. Эхогенность. Обратите внимание на артефакт краев, видимый в безэховом примере. (Любезно предоставлено SonoSite)

Рисунок 3-11. Текстура почечной паренхимы (стрелка) слегка гипоэхогенна по сравнению с текстурой прилегающей печени.

 АРТЕФАКТЫ ИЗОБРАЖЕНИЯ

Нераспознанные артефакты часто являются источником вводящей в заблуждение информации и неправильного диагноза. Однако некоторые артефакты являются ключом к идентификации определенных патологий. Точная интерпретация ультразвуковых изображений требует распознавания анатомических отражений, которые мы ожидаем визуализировать, а также неанатомических сигналов, которые появляются в результате артефактов. Артефакты будут определяться как любая эхо-информация, которая не соответствует точной анатомической информации. Происхождение этих искусственных эхо-сигналов может возникать внутри пациента, в результате ослабления или преломления, от внешнего источника или в результате ошибки оператора.

ЗАТЕНЕНИЕ

Акустическое затенение является одним из наиболее распространенных и часто встречающихся артефактов изображения при диагностическом ультразвуковом исследовании. Акустическое затенение часто возникает, когда звук сталкивается с поверхностью с высокой отражающей способностью (высоким затуханием). Отраженная энергия возвращается к преобразователю с небольшим количеством акустической энергии, доступной для дальнейшего прохождения к более глубоким структурам. “Чистые тени” возникают от ребер, камней в желчном пузыре и других кальцинированных структур. “Грязные тени” возникают в результате акустического несоответствия на границе раздела ткани и воздух и чаще всего вызываются газами кишечника (Рисунки 3-12 и 3-13).

Рисунок 3-12. Очистите затенение от ослабления. Объекты плотности костной ткани, такие как позвоночник плода и крупный желчный камень, обычно дают более темную, более однородную (“чистую”) тень (стрелки).

Рисунок 3-13. Грязное затенение от воздуха (стрелка). Объекты с плотностью газа, такие как газы кишечника, создают тень, содержащую более светлые, нерегулярные эхо-сигналы серого уровня (“грязные”).

РЕФРАКЦИЯ — “КРАЕВОЙ АРТЕФАКТ”

Тени также могут возникать из-за изменений в ультразвуковом луче. Изменение направления звукового луча возникает в результате косого падения звукового луча, когда он пересекает границу ткани с разной скоростью распространения или попадает на изогнутую структуру. Когда звук пересекает эту границу, происходит изменение направления луча и возникает акустическая тень (рисунок 3-10 и рисунок 3-14).

Рисунок 3-14. Вид щитовидной железы в поперечном направлении. Стрелки указывают на “краевой артефакт”, который виден на обоих изображениях, несмотря на отклонение от плотности, видимой на первом изображении сонной артерии. Звук преломляется от стенки сосуда, создавая таким образом акустическую тень.

АКУСТИЧЕСКОЕ УСИЛЕНИЕ

Звуковые волны, проходящие через области с меньшим ослаблением, вызывают последующее усиление звука. Эффекты усиления звука прямо противоположны эффектам объектов с высоким ослаблением. Когда звук проходит через структуры, дружественные к ультразву (например, простые кисты, растянутый нормальный желчный пузырь, наполненный желчью, мочевой пузырь и некоторые типы твердых тканей), происходит меньшее ослабление сигнала, что приводит к большему количеству акустической энергии, доступной для продолжения ее прохождения по тому же пути. Это увеличение акустической энергии приводит к аналогичному увеличению эхогенности (гиперэхогенности) непосредственно после области, где произошло меньшее ослабление сигнала. Этот тип артефакта изображения обычно используется для подтверждения наличия областей, предположительно заполненных жидкостью, таких как кровоизлияние, выпоты из суставов, некроз тканей или абсцесс, и может быть использован для определения распространения анестетика при его введении. Чаще всего это называется усилением сквозного пропускания или усилением заднего акустического сигнала (рисунок 3-15).

Рисунок 3-15. Усиление звука сзади. Этот эхогенный (яркий) артефакт виден под левой частью изображения мочевого пузыря (вид поперек) и также называется “увеличенным из-за пропускания”. Поскольку этот артефакт особенно часто встречается при полном мочевом пузыре, необходимо уменьшить усиление дальнего поля при этой настройке, чтобы избежать пропуска свободной жидкости дистальнее мочевого пузыря.

ГАЗ

Присутствие газа часто является врагом ультразвука. Большая разница в плотности, существующая между газом и мягкими тканями, рассеивает звуковые волны. Диагностический ультразвук не приспособлен для обработки больших различий в плотности, и большая часть акустической энергии рассеивается, при этом визуализируется мало или вообще не визуализируется существенная диагностическая информация. Часто газы из кишечника могут препятствовать визуализации некоторой части брюшной аорты. Давление датчика или изменение положения пациента и / или датчика могут свести к минимуму это препятствие (Рисунок 3-16).

Рисунок 3-16. Продольная аорта частично закрыта газами из кишечника. (Любезно предоставлено SonoSite)

РЕВЕРБЕРАЦИЯ

Когда звук “отражается” от двух объектов с высокой отражающей способностью, артефакты реверберации проявляются в виде повторяющихся ярких дуг, отображаемых через равные интервалы времени от преобразователя. Этот артефакт часто появляется при выполнении процедурных указаний при дистальном воспроизведении иглы. Этот артефакт реверберации может быть достаточно серьезным, чтобы стереть изображение в дистальном режиме. Регулировка глубины, временной компенсации усиления (TGC), положения датчика, положения пациента или частоты передачи датчика может уменьшить появление артефактов реверберации. Однако их наличие вряд ли можно спутать с патологическим состоянием (рисунок 3-17).

Рисунок 3-17. Продольный надлобковый вид мочевого пузыря и матки. Стрелки на правом изображении указывают на артефакт реверберации. TGC был скорректирован на левом изображении, чтобы уменьшить этот артефакт.

Реверберация также видна при визуализации линии плевры легкого. В условиях нормального легкого эта реверберация создает горизонтальные гиперэхогенные линии дистальнее линии плевры, называемые А-линиями. При интерстициальном синдроме доминирующим артефактом реверберации становятся B-линии, или артефакты в виде хвоста кометы, которые начинаются от линии плевры и простираются до дальнего поля изображения (см. Травму, рисунок 5-15).

ЗЕРКАЛЬНОЕ ОТОБРАЖЕНИЕ

Зеркальные артефакты отображаются в виде объектов, которые появляются с обеих сторон сильного отражателя. Эти артефакты могут сбивать с толку по внешнему виду и возникают из-за изменений в отраженном луче. Ультразвук предполагает, что звук распространяется по прямой линии, а расстояние (или глубина) от отражателя пропорционально времени прохождения, необходимому для обратного прохождения. Когда ультразвуковой луч при возвращении подвергается многократным отражениям, возникает неправильная интерпретация синхронизации сигнала, что приводит к дублированию структур. Более поздняя информация об эхо-сигнале является “ложным” эхо-сигналом. Зеркальные артефакты распространены вокруг диафрагмы и могут изображать структуры печени, расположенные по обе стороны диафрагмы. Во время ЭКСПРЕСС-обследования зеркальное отображение печени или селезенки над диафрагмой свидетельствует о плевральном выпоте или гемотораксе. Изменения в датчике или позиционировании пациента должны снизить вероятность ошибочного диагноза (рисунок 3-18).

Рисунок 3-18. Артефакт зеркального отображения. Ткань печени и гиперэхогенное поражение печени дублируются над диафрагмой. (Любезно предоставлено SonoSite)

БОКОВЫЕ ЛЕПЕСТКИ

Легко представить, что один ультразвуковой луч, испускаемый датчиком, равен толщине кредитной карты. В действительности ультразвуковые лучи меньшей интенсивности, называемые “боковыми лепестками”, могут исходить под углом к основному лучу и, как правило, не имеют большого значения. Интерфейсы с высокой отражающей способностью возвращают эхо-сигналы по этому пути боковых лепестков и представляют ложную информацию. Эта ложная информация может быть представлена в виде наклонной линии акустического отражения. Изменения угла сканирования часто подтверждают наличие этих возвращающихся эхо-сигналов в виде боковых лепестков (рисунок 3-19).

Рисунок 3-19. Боковые доли. Эндовагинальное изображение показывает внутриутробную беременность с полюсом эмбриона и тонкой амниотической оболочкой. Артефакт боковой доли демонстрируется внутри гестационного мешка (наконечники стрел). (Любезно предоставлено SonoSite)

 ТЕХНИЧЕСКОЕ ОБСЛУЖИВАНИЕ И ГАРАНТИЯ КАЧЕСТВА

Характеристики ультразвуковой системы и преобразователя могут меняться с течением времени. Диагностические ультразвуковые фантомы существуют отчасти для того, чтобы обеспечить документирование воспроизводимого стандарта и гарантировать, что ультразвуковая система и ее компоненты работают на уровне производительности, определенном производителем изделия. Ультразвуковые фантомы позволяют оценивать параметры преобразователя, калибровку измерений, фокальную зону, осевое и поперечное разрешение, чувствительность, функциональное разрешение, отображение в оттенках серого, профиль луча преобразователя и доплеровские измерения.

 БИОЛОГИЧЕСКИЕ ЭФФЕКТЫ

Риски, связанные с диагностическим ультразвуком, носят чисто теоретический характер, и о клинически значимых побочных эффектах не сообщалось. Тем не менее, Американский институт ультразвука в медицине (AIUM) принял аббревиатуру ALARA: Максимально низкий уровень, насколько это разумно достижимо. Этот термин напоминает операторам о том, что количество времени на обследование, наряду с настройками оборудования, способствует разумному использованию диагностического ультразвука. Элементы управления приемником (т.е. TGC и усиление) необходимо оптимизировать, прежде чем увеличивать возможности акустической мощности в попытке сохранить или улучшить желаемое изображение. Некоторые ультразвуковые аппараты на месте оказания медицинской помощи с упрощенным управлением не позволяют пользователю самостоятельно регулировать мощность звука. Мощность может автоматически уменьшаться при выборе определенных предварительных настроек, таких как настройка “Раннее акушерство”.