Физика и приборостроение в допплерографии и

УЗИ в B-режиме

В этой главе представлен обзор физических и технических аспектов сосудистой сонографии, включая следующее: (1) краткий обзор соответствующих взаимодействий ультразвука и мягких тканей, (2) принципы импульсно-эхо и методы отображения, (3) гармонические и чирп-визуализация, (4) эффект Доплера применительно к сосудистой сонографии, (5) непрерывная (CW) и импульсная допплерография, (6) общие методы, используемые для отображения спектральной информации доплеровского сигнала, и (7) расширенное поле зрения Методы обзора и трехмерные (3D).

Распространение звука в тканях

Звуковые волны производятся вибрирующими источниками, которые заставляют частицы в среде колебаться, создавая волну. По мере распространения звуковой энергии она затухает, рассеивается и отражается, создавая эхо от различных интерфейсов. В медицинской ультрасонографии пьезоэлектрические элементы внутри ультразвукового преобразователя служат источником и детектором звуковых волн. Конструкция преобразователя такова, что волны распространяются лучом с четко определенным направлением. Прием отраженных и рассеянных эхо-сигналов преобразователем позволяет получать ультразвуковые изображения и обнаруживать движение с помощью эффекта Доплера. В этом разделе рассматриваются факторы, которые важны для передачи и отражения ультразвука в тканях.

Скорость звука

Большинство применений ультразвука включают передачу коротких всплесков или импульсов звука в тело и прием эхо-сигналов от границ тканей. Время между передачей импульса и получением эха используется для определения глубины интерфейса. Для применения эхо-импульсных методов необходимо знать скорость звука в тканях.

Скорость распространения звука зависит от свойств передающей среды и незначительно зависит от частоты или амплитуды волны. Как правило, наименьшую скорость звука имеют газы, включая воздух; жидкости имеют промежуточную скорость; а твердые твердые тела, такие как стекло, имеют очень высокую скорость звука. Скорости звука в обычных средах и тканях указаны в Таблице 2-1 . Установлено, что для мягких тканей средняя скорость звука равна 1540 м/сек. ¹ Большинство диагностических ультразвуковых инструментов калибруются с учетом того, что звуковой луч распространяется с этой средней скоростью. Существуют небольшие различия в скорости звука от одной ткани к другой, но, как показано в Таблице 2-1 , скорости звука в конкретных мягких тканях лишь незначительно отклоняются от предполагаемого среднего значения. В жировой ткани скорость звука ниже средней, тогда как в мышечной ткани скорость звука немного превышает 1540 м/сек.

ТАБЛИЦА 2-1 Скорость звука для биологических тканей

Салфетка	Скорость звука (м/сек)	Изменение от 1540 м/сек (%)
Толстый	1450	−5,8
Стекловидное тело	1520 г.	−1,3
Печень	1550 г.	+0,6
Кровь	1570 г.	+1,9
Мышцы	1580 г.	+2,6
Хрусталик глаза	1620 г.	+5,2

От Уэллса ПНТ: Распространение ультразвуковых волн через ткани. Фуллертон Дж., Загзебски Дж., Редакторы: Медицинская физика КТ и ультразвука, Нью-Йорк, 1980, Американский институт физики, стр. 381.

Частота и длина волны

Число колебаний пьезоэлектрического элемента в преобразователе в секунду определяет частоту ультразвуковой волны. Частота выражается в циклах в секунду или герцах (Гц). Слышимые звуки находятся в диапазоне от 30 Гц до 20 кГц. Ультразвуком называют любой звук, частота которого превышает слышимый диапазон (т. е. выше 20 кГц). В диагностических ультразвуковых приложениях используются частоты в диапазоне частот от 1 до 30 МГц (от 1 до 30 миллионов Гц). Производители ультразвукового оборудования и клинические пользователи стремятся использовать как можно более высокую частоту, которая обеспечивает достаточную глубину визуализации тканей (см. раздел о затухании). Более высокие частоты связаны с улучшенной пространственной детализацией или лучшим разрешением.

На рисунке 2-1 показано то, что можно было бы назвать снимком звуковой волны, зафиксированным в определенный момент времени. Он иллюстрирует сопутствующие сжатия и разрежения среды, возникающие в результате колебаний частиц. Длина волны λ — это расстояние, на котором свойство волны повторяется. Он определяется уравнением

РИСУНОК 2-1 Звуковые волны, создаваемые ультразвуковым преобразователем. Вибрации преобразователя передаются в среду, вызывая локальные колебания давления. Колебания распространяются по среде волнами. Амплитуда давления – это максимальное колебание давления, положительное или отрицательное. На диаграмме схематически изображены сжатия и разрежения в определенный момент времени. Символ λ обозначает длину волны звука.

    (2-1)

где c — скорость звука, а f — частота. В Таблице 2-2 представлены значения длины волны в мягких тканях, где скорость звука принята равной 1540 м/сек, для нескольких частот. Хорошим эмпирическим правилом для тканей является длина волны λ _t = 1,5 мм/Ф, где F — частота, выраженная в МГц. Например, если частота равна 5 МГц, длина волны в мягких тканях составит примерно 0,3 мм. Более высокие частоты имеют более короткие длины волн и наоборот.

ТАБЛИЦА 2-2 Длины волн для различных частот ультразвука

Частота (МГц)	Длина волны * (мм)
1	1,54
2.25	0,68
5	0,31
10	0,15
15	0,103

* Предполагая скорость звука 1540 м/сек.

Длина волны имеет значение при описании размеров объектов, таких как отражатели и рассеиватели в теле. Размер объекта наиболее значимо выражается, если он выражен относительно длины волны ультразвука и частоты звукового луча. Точно так же ширина ультразвукового луча преобразователя частично зависит от длины волны. Лучи более высоких частот имеют более короткие длины волн и уже, чем лучи более низкой частоты.

Амплитуда, интенсивность и мощность

Звуковая волна сопровождается колебаниями давления в среде. Профиль давления, который может возникнуть для волны на Рисунке 2-1, может выглядеть так, как на графике в нижней части этого рисунка. Амплитуда давления — это максимальное увеличение (или уменьшение) давления, вызванное звуковой волной. Единицей давления является паскаль (Па). Импульсные ультразвуковые сканеры могут создавать пиковые амплитуды давления в воде в несколько миллионов паскалей, когда регуляторы мощности на машине настроены на максимальные уровни. В качестве ориентира для сравнения можно привести атмосферное давление примерно 0,1 МПа, поэтому видно, что ультразвуковые поля от медицинских приборов существенно превышают эту отметку. Амплитуда ультразвукового импульса высокого давления может легко лопнуть пузырьки контрастного вещества (см. ниже), которые иногда вводятся в кровоток для усиления эхо-сигналов. Однако считается, что диагностические уровни не оказывают биологического воздействия на ткани, если такие газовые тела отсутствуют.

Интенсивность (I) звуковой волны в точке среды оценивается путем возведения в квадрат амплитуды давления (P) и выражения I = P ² /2ρc, где ρ — плотность, а c — скорость звука. Единицами интенсивности ультразвука являются ватты на квадратный метр (Вт/м ² ) или кратные им, например, мВт/см ² . В воде амплитуда 2 МПа во время импульса соответствует средней интенсивности импульса 133 Вт/см ² ! Это высокая интенсивность, но, к счастью, она не поддерживается диагностическим ультразвуковым устройством, поскольку коэффициент заполнения (т. е. доля времени, в течение которого датчик фактически излучает ультразвук), обычно составляет менее 0,005. Следовательно, усредненная по времени акустическая интенсивность ультразвукового аппарата, найденная путем усреднения по времени, включающему передаваемые импульсы, а также время между импульсами, намного ниже, чем интенсивность во время импульса. Типичные усредненные по времени интенсивности в том месте ультразвукового луча, где обнаружены максимальные значения, составляют порядка 10–20 мВт/см ² для визуализации в B-режиме. Режимы допплеровского картирования и цветового потока имеют более высокие коэффициенты заполнения. Более того, эти моды имеют тенденцию концентрировать акустическую энергию на меньших участках. Усредненная по времени интенсивность для доплеровских режимов может составлять несколько сотен мВт/см ² для цветной визуализации и от 1000 до 2000 мВт/см ² для импульсной допплерографии! ^2, 3

Акустическая мощность , создаваемая сканером, представляет собой скорость, с которой энергия излучается преобразователем. Средние уровни акустической мощности при диагностическом ультразвуковом исследовании низкие из-за небольшого коэффициента заполнения, используемого в большинстве оборудования. Типичные уровни мощности составляют порядка 10–20 мВт для черно-белых изображений, но могут в три-четыре раза превышать это значение для режимов работы с цветным потоком.

Этикетки акустической мощности на машинах

Уровень передачи или выходная мощность большинства сканеров может регулироваться оператором. Увеличение мощности подает на преобразователь более энергичный сигнал, тем самым увеличивая амплитуду давления и увеличивая мощность и интенсивность создаваемых волн. Более высокие уровни мощности являются предпочтительными, поскольку они позволяют обнаруживать эхо-сигналы от более слабо отражающих поверхностей в организме. Недостаток высоких уровней мощности заключается в том, что они подвергают ткани воздействию большего количества акустической энергии, что увеличивает вероятность биологических эффектов. Несмотря на отсутствие подтвержденного воздействия ультразвука на пациентов во время диагностического ультразвукового воздействия, большинство операторов стараются следовать принципу ALARA (настолько низко, насколько разумно достижимо) при регулировке уровня мощности и других элементов управления прибором, влияющих на уровни выходной мощности.

Было бы сложно следить за ALARA без этикеток на машине, сообщающих оператору, «сколько» ультразвуковой энергии применяется. Хотя некоторые ультразвуковые аппараты отображают относительные показатели выходной мощности, такие как процент уровня передачи, относительный уровень в децибелах или просто настройка ручки управления мощностью, такие метки не предоставляют пользователям достаточно информации, чтобы помочь им понять вероятность того, что уровни звука произведенное может находиться в нежелательной зоне.

Чтобы помочь операторам реализовать принцип ALARA, используются выходные метки, связанные с биологическим действием ультразвука. ⁴ Одним из потенциальных эффектов является «кавитация», описывающая активность небольших газовых тел под действием ультразвукового поля. Когда присутствуют газовые тела, например, когда в поле ультразвука присутствуют контрастные вещества, кавитация увеличивает локальные нагрузки на ткани, связанные с ультразвуковыми волнами. Если амплитуда волны достаточно велика, происходит коллапс газового тела, сопровождающийся локализованными энерговыделениями, значительно превышающими те, которые могли бы возникнуть без кавитации. Считается, что кавитация наиболее тесно связана с пиковым отрицательным давлением ультразвуковой волны. Ученые разработали «механический индекс» (МИ), который рассчитывается на основе пикового отрицательного давления в среде. Для большинства ультразвуковых аппаратов текущий максимальный ИМ в поле отображается на видном месте на дисплее ( Рисунок 2-2 ).

РИСУНОК 2-2. Ультразвуковое изображение, показывающее механический индекс (MI) и термический индекс (TI).

Другой способ воздействия ультразвуковой энергии на ткани — это нагрев за счет поглощения волн. Поглощение — один из механизмов, приводящих к ослаблению звукового луча при его распространении через ткани. Соответствующий индекс, «тепловой индекс» (TI), отображается для указания вероятности нагрева (см. Рисунок 2-2 ). Это оценивается с использованием усредненной по времени акустической мощности или усредненной по времени интенсивности, а также подробных математических моделей диаграммы звукового луча и предположений об ультразвуковых и тепловых свойствах ткани. В зависимости от применения аппарат будет показывать либо значение теплового индекса мягких тканей (TI _s ), либо термический индекс для случая, когда поглощающая кость находится в фокусе луча (TI _b ). TI _c — это тепловой индекс, который используется для транскраниальных доплеровских исследований, поскольку в костях черепа может происходить нагревание.

Стандарт маркировки акустической мощности требует четкого отображения MI и TI. ⁴ Стандарту следуют большинство производителей ультразвукового оборудования, и он предоставляет операторам ультразвуковых систем значения величин акустической мощности, которые соответствуют возможности биологических эффектов от ультразвукового воздействия.

Обозначение децибел

Децибелы часто используются для обозначения уровней относительной мощности, интенсивности и амплитуды. Их использование — это способ выразить соотношение двух амплитуд сигналов или двух интенсивностей. Предположим, кто-то хочет выразить, насколько больше (или меньше) одна интенсивность ( I ₁ ) по отношению к другой ( I ₂ ). Их относительное значение в децибелах определяется выражением

    (2-2)

Таким образом, соотношение децибел между двумя интенсивностями представляет собой просто логарифм их отношения, умноженный на 10. То же уравнение справедливо для выражения отношения двух уровней мощности. Разницу в децибелах между двумя мощностями можно найти, взяв логарифм их отношения и умножив на 10.

Иногда для выражения децибел используются амплитуды, а не интенсивность двух сигналов. Для данного уровня децибел необходимо учитывать тот факт, что интенсивность пропорциональна квадрату амплитуды. Подставив соответствующие амплитуды ( A ₁ и A ₂ ) в уравнение 2-2 , возведя их в квадрат и приняв во внимание, что log (x ² ) равен 2 (log x), мы имеем соотношение

    (2-3)

Обратите внимание, что при преобразовании отношений амплитуд в децибелы мультипликативный коэффициент равен 20, а не 10.

В Таблице 2-3 приведены значения децибел для различных соотношений интенсивности и амплитуды. Обратите внимание, что увеличение интенсивности на 3 дБ эквивалентно удвоению количества. Увеличение на 10 дБ соответствует 10-кратному увеличению, а увеличение на 20 дБ означает, что интенсивность умножается на 100. В нижней половине таблицы показаны изменения в децибелах, соответствующие снижению интенсивности. Уменьшение на 3 дБ эквивалентно уменьшению интенсивности вдвое и т. д.

ТАБЛИЦА 2-3 . Разница в децибелах, соответствующая различным соотношениям интенсивности и амплитуды ^*

Отношение амплитуд ( A 1 / A 2 )	Коэффициент интенсивности ( I 1 / I 2 )	Разница в децибелах (дБ)
1	1	0
1.41	2	+3
2	4	+6
2,828	8	+9
3.16	10	+10
4,47	20	+13
10	100	+20
100	10 000	+40
1	1	0
0,707	0,5	−3
0,5	0,25	−6

* Например, если I ₁ в 10 раз больше I ₂ , это на 10 дБ больше, чем I ₂ . Разница в 20 дБ между двумя сигналами соответствует либо отношению 10 для их амплитуды, либо отношению 100 для их интенсивностей и т. д.

Часто децибелы используются для описания громкости слышимых звуков. Здесь уровень одного звука часто выражается без явного сравнения с другим, например, «сила звука самолета при взлете составляла 110 дБ». Однако в случае звуков, передаваемых по воздуху, подразумевается эталонная интенсивность, если это не указано явно. Это значение составляет I ₂ = 10 ⁻¹² Вт/м ² , принятый порог человеческого слуха.

Затухание

По мере распространения звукового луча через ткани его интенсивность уменьшается с увеличением расстояния. Это уменьшение с длиной пути называется затуханием. Затухание медицинских ультразвуковых лучей обусловлено отражением и рассеянием волн на границах сред с различной плотностью или скоростью звука и поглощением ультразвуковой энергии тканями. Как упоминалось ранее, поглощение может привести к нагреву, если уровни мощности луча достаточно высоки.

Скорость затухания в зависимости от расстояния называется коэффициентом затухания и выражается в децибелах на сантиметр. Коэффициент затухания зависит как от среды, так и от частоты ультразвука. На рисунке 2-3 показаны коэффициенты затухания для некоторых тканей в зависимости от частоты. Затухание довольно велико для мышц и кожи, имеет промежуточное значение для крупных органов, таких как печень, и очень низкое для структур, заполненных жидкостью. Для печени он составляет примерно 0,5 дБ/см на частоте 1 МГц, тогда как для крови он составляет около 0,17 дБ/см на частоте 1 МГц. Важной характеристикой затухания является его частотная зависимость. Для большинства мягких тканей коэффициент затухания почти пропорционален частоте. ¹ Затухание, выраженное в децибелах, увеличилось бы примерно вдвое, если бы частота была удвоена. Таким образом, высокочастотные звуковые волны ослабляются сильнее, чем низкочастотные, и высокочастотные лучи не могут проникать так далеко, как низкочастотные. Диагностические исследования с использованием звуковых лучей более высокой частоты (7 МГц и выше) обычно ограничиваются поверхностными участками тела. Более низкие частоты (5 МГц и ниже) необходимо использовать для визуализации крупных органов, таких как печень.

РИСУНОК 2-3. Изменение затухания в зависимости от типа ткани и частоты.

Отражение

На рис. 2-4 показано ультразвуковое изображение сонной артерии здорового взрослого человека. Стенки сосуда можно увидеть благодаря отражению звуковых волн. Эхо от мышц и других тканей также возникает за счет отражений и рассеяния ультразвука. И отражение, и рассеяние способствуют детализации, видимой на клиническом ультразвуковом сканировании.

РИСУНОК 2-4. Изображение артериального трансплантата в B-режиме. Такие изображения строятся на основе эхо-сигналов, обнаруженных от больших границ раздела (стрелки) и от малых рассеивателей (сглаженная эхо-область) . Яркие точки на ультразвуковых изображениях в B-режиме указывают на эхо-сигналы высокой амплитуды, а тусклые точки — на низкие амплитуды. Обратите внимание, как меняется эхо от стенки сосуда при небольшом изменении ориентации, что характерно для зеркального отражателя. Эхо самой высокой амплитуды возникает, когда граница раздела перпендикулярна ультразвуковому лучу. Внутренняя часть сосуда кажется безэховой, поскольку кровь имеет более низкий уровень обратного рассеяния (более низкую эхогенность), чем окружающие ткани. Рассеяние от небольших интерфейсов создает подавляющее большинство эхо-сигналов, визуализируемых по всему изображению.

Частичное отражение ультразвуковых волн происходит при их падении на границы раздела тканей, имеющих разные акустические свойства. Доля падающей энергии, которая отражается, зависит от акустического сопротивления тканей, образующих границу раздела. Акустический импеданс (Z) — это скорость звука (с) , умноженная на плотность (ρ) ткани. Амплитуда или сила отраженной волны пропорциональна разнице акустических сопротивлений тканей, образующих границу раздела.

Коэффициент отражения количественно определяет относительную амплитуду волны, отраженной от границы раздела. Это отношение отраженной амплитуды к падающей амплитуде. Для перпендикулярного падения ультразвукового луча на большую плоскую поверхность раздела ( рис. 2-5 ) коэффициент отражения (R) определяется выражением

РИСУНОК 2-5. Отражение на зеркальной границе раздела. Амплитуда эха зависит от разницы акустических импедансов Z ₁ и Z ₂ материалов, образующих границу раздела.

    (2-4)

где импедансы Z ₁ и Z ₂ указаны на рисунке 2-5 .

Уравнение 2-4 показывает, что чем больше разница между импедансами Z ₂ и Z ₁ , тем больше будет амплитуда эха от интерфейса и, следовательно, тем меньше будет передаваемый сигнал. Большие различия в импедансе обнаруживаются на границах раздела ткань-воздух и ткань-кость. Фактически такие интерфейсы практически непроницаемы для ультразвукового луча. Напротив, значительно более слабые эхо-сигналы возникают на границах раздела, образованных двумя мягкими тканями, поскольку, как правило, между мягкими тканями нет большой разницы в импедансе. ⁵

Большие гладкие интерфейсы, такие как те, что показаны на рисунке 2-5 , называются зеркальными отражателями. Направление распространения отраженной волны после попадания в зеркальный отражатель сильно зависит от ориентации границы раздела относительно звукового луча. Волна отражается обратно к источнику только тогда, когда падающий луч перпендикулярен или почти перпендикулярен отражателю. Таким образом, амплитуда эха, обнаруженного зеркальным отражателем, также зависит от ориентации отражателя относительно направления звукового луча. Ультразвуковое изображение на рисунке 2-4 было получено с помощью линейного датчика, который посылает отдельные ультразвуковые лучи в сканируемую область в вертикальном направлении, как видно на изображении. Участки стенки сосуда, которые расположены почти горизонтально, дают эхосигналы с самой высокой амплитудой и, следовательно, кажутся наиболее яркими, поскольку во время визуализации они были ближе всего к перпендикуляру ультразвуковым лучам. Участки, где судно слегка наклонено, кажутся менее яркими.

Некоторые поверхности раздела мягких тканей лучше классифицировать как диффузные отражатели . Отраженные волны от диффузного отражателя распространяются в различных направлениях относительно падающего луча. Следовательно, амплитуда эха от диффузной границы меньше зависит от ориентации границы относительно звукового луча, чем амплитуда, регистрируемая от зеркального отражателя.

Рассеяние

Для интерфейсов, размеры которых малы, отражения классифицируются как «рассеяние». Большая часть исходной информации, показанной на рис. 2-4, является результатом рассеянных эхо-сигналов, при которых невозможно идентифицировать ни один интерфейс, но обычно эхо-сигналы от множества небольших интерфейсов улавливаются одновременно. Рассеянные волны распространяются во всех направлениях, как показано на рисунке 2-6 . Следовательно, существует небольшая угловая зависимость от силы эха, регистрируемого от рассеивателей. В отличие от стенки сосуда, которая лучше всего визуализируется, когда ультразвуковой луч перпендикулярен ей, рассеиватели обнаруживаются с относительно одинаковой средней амплитудой со всех направлений. Эхо, возникающее в результате рассеяния внутри паренхимы органа, клинически важно, поскольку оно обеспечивает большую часть диагностических деталей, видимых при ультразвуковом сканировании.

РИСУНОК 2-6 Рассеяние ультразвука небольшими неоднородностями.

При допплеровском ультразвуковом исследовании кровоток обнаруживается путем обработки сигналов, возникающих в результате рассеяния эритроцитами. На диагностических частотах ультразвука размер эритроцита очень мал по сравнению с длиной волны ультразвука. Рассеиватели такого размера называются рассеивателями Рэлея. Интенсивность рассеяния от распределения рэлеевских рассеивателей зависит от нескольких факторов: (1) размеров рассеивателя, причем интенсивность рассеяния резко возрастает с увеличением размера; (2) количество рассеивателей, присутствующих в пучке (например, Шунг продемонстрировал, что при низком гематокрите рассеяние кровью пропорционально гематокриту ⁶ ); (3) степень, в которой плотность или упругие свойства рассеивателя отличаются от свойств окружающего материала; и (4) ультразвуковая частота. (Для рэлеевских рассеивателей интенсивность рассеяния пропорциональна частоте в четвертой степени.)

Нелинейное распространение

Звуковая волна, проходящая через ткань, также будет постепенно искажаться с расстоянием, если ее амплитуда достаточно высока. Это проявление нелинейного распространения звука, которое приводит к созданию гармонических волн или волн, частота которых кратна частоте исходной передаваемой волны. Когда на границе раздела происходит частичное отражение искаженного луча, отраженное эхо состоит как из исходных «сигналов основной частоты», так и из гармонических составляющих. Основное эхо частотой 3 МГц сопровождается эхом второй гармоники частотой 6 МГц и так далее. Возможны гармоники более высокого порядка, но затухание в тканях обычно ограничивает возможность их обнаружения. Хотя сами по себе эхо второй гармоники имеют меньшую амплитуду, чем основная, в процессоре ультразвукового аппарата их можно отличить от основной гармоники и использовать для построения изображения, называемого гармоническим изображением ткани. ⁷

Примечательной особенностью изображений гармоник тканей является то, что они выглядят менее зашумленными и имеют меньше артефактов реверберации, чем изображения, сделанные с использованием основной гармоники. Считается, что это связано с тем, как формируется гармоническая составляющая пучка (т.е. с увеличением глубины гармоники постепенно растут по амплитуде). Гармоника не присутствует на поверхности кожи, но постепенно развивается по мере распространения луча все глубже и глубже в ткани. Вторая гармоника достигает пика на некоторой промежуточной глубине тела пациента, затем снижается при дальнейшем увеличении глубины. Любые реверберации или другие источники акустического шума, генерируемые, когда передаваемый импульс находится вблизи поверхности кожи, предпочтительно содержат основные частоты, поскольку в этой точке гармоники не достигают сколько-нибудь заметного уровня. Примеры гармонических изображений представлены далее в этой главе.

Визуализация в B-режиме

Уравнение диапазона

Ультразвуковое исследование проводится с использованием импульсно-эхо-методов. Ультразвуковой датчик прикасается к коже ( рис. 2-7 ). Преобразователь неоднократно излучает короткие звуковые импульсы с фиксированной частотой, называемой частотой повторения импульсов или PRF. После передачи каждого импульса преобразователь ожидает отражения от интерфейсов на пути звукового луча. Эхо-сигналы, принимаемые преобразователем, усиливаются и обрабатываются в формате, пригодном для отображения.

РИСУНОК 2-7. Простая блок-схема импульсно-эхо-УЗИ.

Расстояние до отражателя определяется по времени прихода его эха. Таким образом,

    (2-5)

где d — глубина границы раздела, T — время прихода эха, а c — скорость звука в ткани. Коэффициент 2 учитывает путь звукового импульса и эха туда и обратно. Уравнение 2-5 называется уравнением дальности в ультразвуковой визуализации. ⁸ В большинстве сканеров при расчете и отображении глубины отражателя на основе времени прихода эхо-сигнала в большинстве сканеров предполагается скорость звука 1540 м/с. Соответствующее время прихода эха составляет 13 мкс/см расстояния от преобразователя до отражателя.

Обработка сигнала

Для создания изображений звуковые импульсы передаются по различным лучевым линиям, каждая из которых сопровождается приемом и обработкой результирующих эхо- сигналов. Визуализация осуществляется с помощью матриц преобразователей, где эхо-сигналы собираются отдельными элементами и объединяются внутри формирователя луча в единый сигнал для каждой линии луча. Роль формирователя луча будет обсуждаться более подробно позже. После формирователя луча обработка эхо-сигнала для визуализации состоит из усиления сигналов; применение компенсации выигрыша по времени для компенсации эффектов затухания луча; применение нелинейного логарифмического усиления для сжатия широкого диапазона амплитуд эхо-сигнала (называемого отображаемым динамическим диапазоном эхо-сигнала) в диапазон, который можно эффективно отображать на мониторе; демодуляция, при которой для каждого эха формируется один пиковый сигнал; и обработка в режиме яркости (B-режим). Для визуализации используется дисплей B-режима. Этапы обработки сигнала показаны на рисунке 2-8 .

РИСУНОК 2-8 Обработка сигнала для визуализации. На диаграмме сверху вниз показана зависимость радиочастотного сигнала от глубины для одной линии луча; тот же сигнал после применения компенсации временного усиления (TGC); демодулированный сигнал или сигнал в А-режиме; и отображение эхо-сигналов этой линии в B-режиме.

Формирование изображения

Два хорошо известных метода отображения эхо-сигнала также проиллюстрированы на двух нижних панелях рисунка 2-8 . Отображение амплитудного режима (режим A) представляет собой представление амплитуды эхо-сигнала в зависимости от времени возврата эхо-сигнала или глубины отражателя. Это одномерное изображение, отображающее эхо-сигналы и их амплитуды вдоль одной линии луча (т. е. в одном направлении). Напротив, более универсальный дисплей B-режима используется для отображения изображений в оттенках серого. Отображение формируется путем преобразования эхо-сигналов в точки на мониторе, при этом яркость указывает амплитуду эхо-сигнала.

При сканировании в B-режиме звуковые лучи распространяются по определенной области ( рис. 2-9 ), а эхо-сигналы регистрируются на двумерной (2D) матрице в положении, соответствующем их анатомическому происхождению. Регистрация осуществляется путем размещения точек B-режима вдоль линии, которая соответствует оси ультразвукового луча, когда он проходит через поле сканирования; правильная глубина каждого эха определяется по времени прибытия. На рисунке 2-9 звуковой луч перемещается посредством электронного переключения между группами элементов в преобразователе с линейной матрицей. Отображение B-режима на мониторе следует за осью ультразвукового луча, когда он проходит по отображаемой области. Обычно для построения каждого изображения используется от 100 до 200 или более отдельных линий ультразвуковых лучей. Большинство ультразвуковых систем имеют элементы управления, которые позволяют оператору изменять плотность линии луча прямо или косвенно, когда манипулируют каким-либо другим элементом управления обработкой изображения.

РИСУНОК 2-9. Ультразвуковое сканирование в B-режиме с использованием линейной матрицы. На каждом эскизе показано положение линии ультразвукового луча, опрашивающей сканируемое поле. Результирующая кривая отображения эхо-сигнала в B-режиме изменяется в зависимости от положения линии луча.

Память изображений

Память изображений или конвертер сканирования временно сохраняет изображения для просмотра и фотографирования и преобразует формат изображения в формат, который можно просматривать на видеомониторе или записывать на видеокассету. Конвертер сканирования представляет собой цифровое устройство, и его можно рассматривать как матрицу пикселей (элементов изображения); обычно 500 или более пикселей располагаются по вертикали и около 500 по горизонтали. Чем больше пикселей по горизонтали и вертикали, тем лучше детализация отображается в памяти, что особенно важно, если применяется цифровой зум постобработки.

Атрибуты изображения, такие как амплитуда эхо-сигнала в каждом месте пикселя, представляются с помощью последовательности единиц и нулей, как это принято в цифровых устройствах. Фундаментальной единицей хранения данных в цифровом устройстве является единая сущность, называемая битом. Один бит может принимать значение либо 1, либо 0, но, группируя биты в многобитовые ячейки памяти, каждое многобитовое слово может представлять широкий диапазон значений из-за различных комбинаций 1 и 0, которые могут быть учтены. Например, «8-битная» память делит эхо-сигнал на 255 (2 ⁸ ) различных уровней амплитуды и сохраняет соответствующий уровень в каждом месте пикселя. Двенадцатибитная память представляет амплитуды эхо-сигнала с использованием уровней 4096 (2 ¹² ) и так далее. Чем больше битов (уровней амплитуды), тем больше различных оттенков серого возможно из хранимого изображения, особенно при постобработке (см. далее). Современные сканеры также позволяют хранить видеоролики, используя память, способную хранить множество отдельных изображений.

В ультразвуке используются различные типы носителей информации. Некоторые лаборатории продолжают использовать печатные копии, такие как пленки или другие печатные носители. Для исследований, в которых необходимо просматривать поток или другую динамическую информацию, видеомагнитофоны могут хранить значительные объемы информации и облегчать ее архивирование.

Современные ультразвуковые аппараты оснащены цифровыми устройствами хранения данных, включая стационарные компьютерные диски, съемные магнитные носители, такие как ZIP-диски и компакт-диски, и эти устройства используются для архивирования результатов исследований. Программное обеспечение на машине можно вызвать для вызова конкретных исследований и отображения изображения или последовательности видеороликов. Кроме того, большинство установок теперь используют компьютерные сети для передачи изображений, что позволяет просматривать результаты исследований на рабочих станциях и архивировать информацию в централизованно организованных цифровых коллекциях. Программное обеспечение системы архивирования и передачи изображений (PACS) доступно для выполнения этих задач либо на самом ультразвуковом аппарате, либо в автономном режиме. Стандартная система организации файлов, стандарт цифровой обработки изображений и коммуникаций в медицине (DICOM), была создана Национальной ассоциацией производителей электрооборудования и другими органами по стандартизации для облегчения распространения и просмотра ультразвуковых и других медицинских изображений, созданных оборудованием различных производителей. Каждый файл DICOM содержит «раздел заголовка», в котором содержится информация, включая имя пациента, тип сканирования, размеры изображения и т. д., а также сами данные изображения. Некоторым сканерам требуется преобразователь для приема данных изображения со сканера, преобразования их в файл DICOM, а затем передачи файла в сеть PACS. Чаще всего сами сканирующие машины имеют программное обеспечение для преобразования файлов в формат DICOM и связи с внешней сетью PACS. Когда файлы имеют формат DICOM, пользователи, имеющие доступ либо к архивным данным на сканирующем аппарате, либо из самой сети, могут использовать считыватели DICOM, доступные для рабочих станций и персональных компьютеров, для просмотра, внешнего архивирования, печати и управления данными изображения.

Частота кадров

В большинстве случаев визуализация в B-режиме выполняется с помощью сканирующих устройств «в реальном времени». Эти машины автоматически проводят ультразвуковые лучи по отображаемой области с высокой скоростью, скажем, 30 раз в секунду или выше. Частота кадров изображения — это количество полных сканирований в секунду, выполняемых системой. По сути, частота кадров изображения ограничена скоростью распространения звука в тканях. Изображение создается в аппарате путем отправки ультразвуковых импульсов в тело по 100–200 различным направлениям луча (линиям луча). Для каждой линии луча сканер передает импульс и ожидает отражения вдоль этой линии луча, вплоть до максимальной настройки глубины. Затем он передает импульс по новому направлению луча и повторяет процесс. Линии лучей адресуются последовательно, то есть сканер не передает импульс по новой линии луча до тех пор, пока не будут обнаружены эхо-сигналы с максимальной глубины в предыдущей линии. Скорость, с которой импульс распространяется через ткань, настройка глубины сканера, количество передающих фокальных зон и количество линий луча, используемых для формирования одного кадра изображения, — все это смешивается, чтобы установить максимально возможную частоту кадров изображения.

Используя уравнение дальности, если максимальная настройка глубины равна D , потребуется время (T = 2D/c), чтобы получить эхо-сигналы от всей линии луча. Количество времени для полного кадра изображения, построенного на основе данных N лучей, составляет просто N × T или 2 ND / c. Если максимальная частота кадров равна FR _max , FR _max будет равна обратной величине времени, необходимого для полного изображения. Это можно записать как

    (2-6)

Для мягких тканей, в которых скорость звука составляет около 1540 м/сек или 154 000 см/сек, если установка глубины (D) выражена в сантиметрах, уравнение 2-6 также работает для

    (2-7)

Например, при N = 200 линиях луча и глубине изображения 15,4 см _{максимальная частота} ЧР составляет 25 Гц.

Операторы могут легко убедиться, что уменьшение настройки глубины на машине приведет к увеличению частоты кадров, и наоборот. Зачастую машина запрограммирована на обеспечение настолько высокой частоты кадров, насколько это практично для настроек оператора. Некоторые машины позволяют оператору изменять N — количество линий лучей, используемых для формирования изображения, например, увеличивая угловое расстояние между линиями лучей. Это, в свою очередь, также влияет на частоту кадров, как и изменение размера изображения по горизонтали и изменение количества передаваемых фокальных зон.

Свойства преобразователя

Ультразвуковой датчик обеспечивает связь между системой визуализации и пациентом. В медицинских ультразвуковых преобразователях используются пьезоэлектрические керамические элементы для генерации и обнаружения звуковых волн. Пьезоэлектрические материалы преобразуют электрические сигналы в механические вибрации, а волны давления в электрические сигналы. Таким образом, элементы выполняют двойную роль: передачу импульсов и обнаружение эха.

Внутренние компоненты матричного преобразователя показаны на рисунке 2-10 . На рисунке элементы видны сбоку, а ультразвуковые волны будут направлены вверх. Толщина пьезоэлектрического элемента определяет резонансную частоту преобразователя. В большинстве преобразователей используются четвертьволновые согласующие слои между пьезоэлектрическими элементами и защитной внешней лицевой панелью. Аналогично специальным оптическим покрытиям на линзах и стекле фоторамки, соответствующие слои улучшают передачу звука между датчиком и пациентом. Это улучшает чувствительность преобразователя к слабым эхо-сигналам. Материал подложки часто используется в импульсно-эхо-приложениях для гашения вибраций элемента после возбуждения преобразователя электрическим импульсом. Демпфирование сокращает продолжительность передаваемого импульса, улучшая разрешение по осям (или по дальности). Благодаря оптимизированной конструкции согласующего и поддерживающего слоев преобразователи могут работать в широком диапазоне частот. Следовательно, ультразвуковые аппараты оснащены переключателем управления частотой, которым оператор манипулирует, чтобы выбрать частоту из меню вариантов, доступных для каждого датчика. Некоторые преобразователи имеют достаточный частотный диапазон, позволяющий создавать гармонические изображения, при этом посылается низкочастотный импульс передачи, а эхо-сигналы, частота которых в два раза превышает передаваемую, обнаруживаются и используются при визуализации.

РИСУНОК 2-10. Чертеж матричного преобразователя. Внутри корпуса матрицы бок о бок установлено несколько пьезоэлектрических элементов прямоугольной формы.

Типы преобразователей

Работа трех основных типов матричных преобразователей представлена ​​на рисунке 2-11 . Наиболее важным датчиком для периферических сосудов является «линейная матрица». «Криволинейные решетки» и «фазированные решетки» также используются в клинике, но в основном для визуализации более глубоких структур организма. Их использование для визуализации поверхностных сосудов довольно ограничено.

РИСУНОК 2-11 Типы датчиков. A. Преобразователь с линейной матрицей. B. Сканер криволинейной матрицы. C. Сканер с фазированной решеткой.

Сканер линейной (последовательной) матрицы

В корпусе преобразователя рядом расположен массив из примерно 200 отдельных преобразовательных элементов прямоугольной формы. Концептуально группы из 15–20 элементов активируются одновременно для создания каждого ультразвукового луча. Линия луча будет центрирована над центральным элементом в группе, за исключением случаев, когда линии луча находятся рядом с боковыми краями изображения и будет использоваться асимметричное расположение элементов. Кадр изображения инициируется группой элементов на одном конце массива. Группа передает импульсный луч и собирает эхо-сигналы для этой линии луча. Группа активных элементов сдвигается (перемещается) на один элемент, образуя новую группу элементов, и эхо-импульсный процесс повторяется по второй, параллельной лучевой линии. Группа активных элементов перемещается от одного конца массива к другому, переключаясь между элементами. Линии лучей параллельны друг другу, и результирующий формат изображения имеет прямоугольную форму.

Формат изображения линейной матрицы может быть расширен за счет применения «управления лучом», которое направляет дополнительные ультразвуковые лучи под углами, расположенными сбоку от зоны контакта датчика. Этот подход заимствован из методов сканирования преобразователей с фазированной решеткой, описанных ниже. Он расширяет поле изображения, особенно на глубине от источника, и улучшает общую визуализацию структур средней и глубокой глубины.

Сканер криволинейной матрицы

Эти массивы аналогичны линейным, только элементы расположены вдоль выпуклой поверхности сканирования. Метод формирования изображения идентичен методу линейного массива, в котором группа активных элементов постепенно переключается с одной стороны массива на другую. Веерообразное расположение опор элемента приводит к секторной форме отображаемого поля. По сравнению с линейной матрицей, изогнутая матрица обеспечивает более широкое изображение на большой глубине из узкого окна сканирования на поверхности пациента.

Сканер с фазированной решеткой

Сканеры с фазированной решеткой состоят из массива примерно из 120 очень узких прямоугольных элементов, расположенных рядом. В отличие от работы линейных и криволинейных решеток, все элементы фазированной решетки используются для каждой линии луча. Ультразвуковой луч «управляется» за счет введения небольших временных задержек между передаваемыми импульсами, подаваемыми на отдельные элементы. Временные задержки также применяются к эхо-сигналам, принимаемым от отдельных элементов во время приема, что также регулирует направленность приема. Изображение формируется с использованием примерно 100 лучей, направленных в разных направлениях. Преимущество фазированной решетки состоит в том, что она обеспечивает очень широкое поле изображения на больших глубинах, и это достигается за счет узкой площади преобразователя. Датчик легко помещается между ребрами или под грудной клеткой для сканирования сердца. Это также облегчает поиск окон сканирования в брюшной полости, где могут присутствовать раневые повязки или газовые тела, препятствующие передаче ультразвукового луча.

Осевое разрешение, поперечное разрешение и толщина среза

Пространственное разрешение описывает минимальное расстояние между двумя отражателями, при котором их можно различить на дисплее. Важными факторами являются осевое разрешение, латеральное разрешение и толщина среза. Они определяют «ячейку разрешения», как показано на рисунке 2-12 . Подобно размеру кисти, влияющему на детали картины, размеры ячейки разрешения в конечном итоге ограничивают детали ткани, которые можно разрешить на ультразвуковом изображении.

РИСУНОК 2-12 Типичные размеры импульса, выходящего из ультразвукового преобразователя вдоль одной линии луча. Длительность импульса влияет на осевое разрешение. Ширина луча в плоскости сканирования определяет поперечное разрешение, тогда как размеры луча, перпендикулярные плоскости сканирования, определяют толщину среза.

Осевое разрешение — это способность различать отражатели, расположенные близко друг к другу вдоль оси звукового луча. Он определяется длительностью импульса, длительностью колебаний преобразователя для каждого передаваемого импульса. Импульсы короткой длительности позволяют достичь осевого разрешения 1 мм или менее при визуализации. Демпфирующий материал, прикрепленный к задней части элементов, помогает уменьшить длительность импульса и улучшить осевое разрешение. Осевое разрешение значительно лучше на более высоких частотах ( рис. 2-13 ), поскольку длительность импульса можно сделать намного короче, чем на низких частотах. Измерение толщины интима-медиа кровеносного сосуда требует превосходного осевого разрешения для визуализации интерфейсов и предоставления оператору возможности расположить курсоры для измерения расстояния для получения точного результата ( рис. 2-14 ).

РИСУНОК 2-13 Изображения тестового объекта для определения разрешения. Отражатели расположены на расстоянии 2 мм, 1 мм, 0,5 мм и 0,2 мм в осевом направлении. В горизонтальном ряду также имеются отражатели, расположенные на расстоянии 2 мм, 1 мм, 0,5 мм и 0,2 мм. A. Изображение получено с помощью преобразователя, работающего на частоте 4 МГц. B. Изображение получено с использованием настройки 11 МГц на другом зонде.

РИСУНОК 2-14. Измерение толщины интимы-медиа в плечевой артерии. Осевое разрешение важно для возможности проведения этих измерений с высокой точностью.

Поперечное разрешение означает максимально близкое расстояние между отражателями, перпендикулярное лучу, что позволяет их различать. Она определяется шириной луча ультразвука в месте расположения отражателей. Формирование луча с помощью систем формирования изображения представляет собой двухэтапный процесс, сначала включающий формирование передаваемого поля, а затем фокусировку диаграммы чувствительности во время приема эха. ⁵

Поле, передаваемое от отдельного элемента, будет быстро распространяться с расстоянием, если оно будет действовать изолированно, поскольку элемент узкий. Однако при возбуждении группы элементов может быть сформирован направленный луч. Этот луч можно сфокусировать, применяя бесконечно малые временные задержки к передаваемым импульсам, подаваемым на отдельные элементы, возбуждая внешние элементы группы немного раньше, чем соседние внутренние, и так далее, как на рисунке 2-15 . Когда оператор регулирует «фокус» машины, он меняет фокусное расстояние передаваемого луча. Машина реагирует, регулируя точное расположение временных задержек, применяемых к отдельным элементам, производящим луч. Фокусировка сужает ультразвуковой луч на глубине фокуса. Также возможны несколько фокусных глубин передачи. Обычно это делается путем отправки нескольких разных импульсов передачи вдоль каждой линии луча, причем каждый импульс передачи фокусируется на несколько разной глубине. Поскольку система должна дождаться эхо-сигналов из фокальной зоны предыдущего импульса передачи, прежде чем можно будет инициировать последующую передачу, частота кадров изображения снижается при применении нескольких фокусов передачи.

РИСУНОК 2-15 Электронная фокусировка матрицы во время передачи импульса. При возбуждении внешних элементов группы массивов немного раньше внутренних элементов в показанной последовательности волны от отдельных элементов сходятся, образуя сфокусированный луч. Фокусное расстояние передачи выбирается пользователем.

Фокусировка также осуществляется на полученных эхо-сигналах. После импульса передачи эхо улавливается каждым элементом активной апертуры. Они оцифровываются и отправляются на цифровой «формирователь луча». Формирователь луча объединяет цифровые сигналы от каждого элемента массива и складывает их вместе, образуя один расширенный сигнал для каждого передаваемого импульса. Однако эхо от любого отражателя должно будет пройти несколько разные расстояния, чтобы быть уловленным разными элементами массива. Это создаст разность фаз между сигналами отдельных элементов. Это исправляется с помощью «фокусировки приема», когда к отдельным сигналам перед суммированием применяются точно запрограммированные задержки времени фокусировки. Требуемый шаблон задержки для фокусировки должен меняться по мере того, как эхо-сигналы приходят со все большей глубины вслед за передаваемым импульсом. Поэтому формирователь приемного луча предназначен для регулировки временных задержек в реальном времени. Так называемая «динамическая фокусировка приема» позволяет фокусу приема антенны отслеживать глубину отражателя, когда эхо-сигналы приходят от все более и более глубоких структур. На динамическую фокусировку приема не влияет непосредственно регулировка фокуса передачи, выполняемая оператором, а скорее она является внутренней функцией машины. Некоторые машины даже используют параллельные формирователи луча во время приема, создавая несколько динамически сфокусированных линий принимаемого эхо-луча для каждого передаваемого импульса.

Фокусировка уменьшает ширину луча и улучшает поперечное разрешение в объеме, называемом фокальной областью. Ширина луча (W) в фокальной области аппроксимируется выражением

    (2-8)

где F — фокусное расстояние, A — апертура (т. е. длина активной части преобразователя при приеме сигналов), а λ — длина волны. Высокочастотные преобразователи, у которых длина волны меньше, обеспечивают более узкие звуковые лучи и лучшее поперечное разрешение, чем низкочастотные преобразователи. Для заданной глубины фокуса, чем больше апертура, тем уже луч. Часто в системе используется динамически изменяющаяся апертура, увеличивающая А по мере поступления эхо-сигналов от все более глубоких структур, что обеспечивает примерно одинаковую ширину пучка импульс-эхо на всех глубинах. На рисунке 2-13 изображения на обеих частотах также включают горизонтальный ряд отражателей, расстояние между которыми составляет от 2 мм до 0,25 мм. Как хорошо видно, детализация значительно лучше на изображении, полученном на более высокой частоте ультразвука.

Толщина среза — это толщина сканируемого участка ткани, из которого формируется изображение. Это зависит от ширины ультразвукового луча, перпендикулярной плоскости изображения (см. Рисунок 2-12 ), часто называемой вертикальной шириной луча. Многие преобразователи с фазированной, линейной и криволинейной решеткой до сих пор используют одномерную решетку ( рис. 2-16 ) вместе с механической линзой для обеспечения фокусировки в этом направлении. В то время как ширина луча в плоскости и, следовательно, поперечное разрешение точно контролируются электронной фокусировкой, толщина среза для этих устройств не контролируется. Механическая линза с вертикальной фокусировкой обеспечивает хорошую детализацию вблизи фокальной зоны, но плохую детализацию на глубинах проксимальнее и дистальнее этой зоны (см. рис. 2-16 , Б ). Поэтому неудивительно, что толщина среза является худшим аспектом разрешения матричных преобразователей. Производители быстро разрабатывают «мульти-D», такие как «полуторамерные» матрицы, которые позволят осуществлять электронную фокусировку как по толщине среза, так и в латеральном направлении ( рис. 2-17 ). Эти матрицы, хотя и более сложные и дорогие, значительно улучшают разрешающую способность небольших сферических объектов, как показано на рис. 2-17 , Б.

РИСУНОК 2-16 A. Вид на линейный массив типичных разрезов элементов. Б. Изображение тестового фантома, содержащего сферические мишени диаметром 2,4 мм. Визуализируются только цели в среднем диапазоне для этого преобразователя.

РИСУНОК 2-17 A. Полуторамерный массив. Б. Изображение того же тестового фантома, что и на рис. 2-16 , с использованием полуторамерного массива.

Датчики, используемые с автономными устройствами непрерывного допплера, не предназначены для визуализации и поэтому намного проще. В большинстве из них используются два элемента: один для непрерывной передачи, а другой для приема эхо-сигналов. Для обнаружения эхо-сигналов от рассеивателей лучи передатчика и приемника перекрываются. Это достигается путем наклона элементов преобразователя или использования фокусирующих линз. Область перекрытия лучей определяет наиболее чувствительную область преобразователя CW.

Основные элементы управления сканером

Операторы ультразвуковых аппаратов должны быть знакомы со многими элементами управления приборами, чтобы получать оптимальные изображения с помощью своего оборудования. Подробности и примеры различных настроек управления можно найти в стандартных учебниках. ^5, 8 К основным элементам управления сканеров относятся следующие:

• Выбор датчика — для активации одного из двух-четырех датчиков, физически подключенных к портам датчиков на машине.

• Выбор частоты преобразователя — для выбора центральной частоты ультразвуковых импульсов, излучаемых преобразователем. Современные датчики могут генерировать ультразвуковые лучи, охватывающие широкий диапазон частот. Этот элемент управления используется для определения того, какие частоты используются в изображении.

• Настройка глубины, чтобы выбрать размер поля изображения.

• Фокус передачи: пользователи могут устанавливать количество и глубину фокусных зон передаваемого луча.

• Регулятор выходной мощности для изменения чувствительности сканера. Увеличение мощности передачи позволяет оператору видеть более слабые эхо-сигналы от тела. (Более высокие уровни мощности передачи также увеличивают акустическое воздействие на пациента.)

• Общий коэффициент усиления приемника, а также для изменения чувствительности сканера. Усиление описывает степень усиления эхо-сигналов в приемнике. Более высокие коэффициенты усиления требуют большего усиления, чем более низкие; Общее усиление регулирует усиление по всему полю изображения.

• Компенсация выигрыша по времени для компенсации затухания ультразвукового луча в тканях. При компенсации временного усиления усиление приемника автоматически увеличивается с глубиной происхождения эхо-сигналов, поэтому эхо-сигналы от глубоких структур, которые претерпели значительное затухание, усиливаются больше, чем сигналы от неглубоких структур, которые подверглись меньшему затуханию. Компенсация временного усиления в большинстве машин контролируется с помощью набора из шести-восьми ручек усиления, каждая из которых регулирует усиление приемника на разную глубину.

• Сжатие для изменения амплитудного диапазона (динамического диапазона) эхосигналов, отображаемых на изображении оттенками серого. Большинство машин применяют логарифмическое сжатие к эхо-сигналам, выходящим из приемника; степень сжатия находится под контролем пользователя.

• Другая предварительная обработка для изменения эхо-сигналов перед их отправкой в ​​скан-конвертер. Некоторые машины, например, применяют к сигналам фильтры, улучшающие фронты. Другие позволяют оператору изменять «плотность линий луча», помещая в изображение больше линий луча в надежде улучшить качество изображения, но снижая частоту кадров изображения.

• Постобработка для изменения внешнего вида эхо-сигналов, уже сохраненных в памяти, на изображении. Доступны различные кривые постобработки, каждая из которых подчеркивает различные части амплитуд эхо-сигнала, хранящиеся в памяти изображений.

• Постоянство: включение изображений нескольких последовательных проходов датчика в текущее изображение. Высокая инерционность приводит к сглаживанию изображения, но за счет потери некоторых временных деталей.

Специальные методы обработки

Комплексная визуализация

Изображения в B-режиме, полученные с использованием обычных линейных или криволинейных матриц, выглядят «зернистыми» или зашумленными, и это может способствовать неопределенности при интерпретации результатов сканирования. Зернистая структура возникает из двух источников. Во-первых, ультразвуковые изображения подвергаются процессу, называемому спекл, который приводит к случайному расположению точек B-режима на изображениях органов. Пятнистая картина возникает из-за присутствия множества неразрешимых рассеивателей, которые вносят вклад в эхо-сигнал в каждом месте изображения. Как только количество рассеивателей становится настолько плотным, что машина обработки изображений не может их различить, происходит распределение точек, происхождение которого является основным случайным расположением рассеивателей. Вторая причина, по которой изображения кажутся зашумленными, заключается в том, что небольшие поверхностные отражатели, такие как границы тканей, мышечные фасции и стенки сосудов, часто находятся под неблагоприятным углом к ​​падающему ультразвуковому лучу. Эхосигналы трудно уловить или они даже теряются, если поверхность находится под крутым углом (не перпендикулярно) к ультразвуковому лучу.

Комплексная визуализация ^5, 9 решает обе эти проблемы путем проведения ультразвуковых лучей, ориентированных под разными углами по всей отображаемой области ( рис. 2-18 ). Картина спеклов в любом месте будет меняться в зависимости от направления падающего луча, поскольку положения отдельных рассеивателей относительно оси ультразвукового луча будут различаться. Следовательно, усредняя данные углового изображения в каждом месте, можно получить более плавный рисунок. Это улучшение качества изображения приводит к большей способности визуализировать области, которые демонстрируют незначительные изменения эхогенности по сравнению с фоновой тканью. Кроме того, при падении опрашивающих лучей под разными углами поверхности, которые могут быть неподходящими для ультразвукового луча для одного направления луча, могут оказаться таковыми для других углов при комплексном сборе данных. Таким образом, обычно происходит более полное очертание структурных границ.

РИСУНОК 2-18. Комплексное сканирование с помощью линейного преобразователя. Эхо-данные, полученные в результате сканирования, выполненного под разными углами луча, накладываются на одно и то же изображение.

На рис. 2-18 показаны только три угла съемки, но в некоторых системах визуализации их может быть от 9 до 10. В этих системах операторы могут выбирать между различными уровнями компаундирования при сканировании. Более высокая степень компаундирования требует более длительного времени сканирования и, следовательно, более низкой частоты кадров изображения.

Гармоническая визуализация

Ранее мы упоминали, что звуковые импульсы претерпевают нелинейные искажения при распространении через ткани ( рис. 2-19 ). Искажение сопровождается появлением гармонических частот (т.е. добавлением к импульсу составляющих, которые кратны основной частоте передаваемого импульса). Падающий импульс частотой 2 МГц имеет гармонические составляющие 4 МГц, 6 МГц и т. д., а эхо-сигналы будут содержать смеси основных и гармонических составляющих. Эти компоненты, хотя и не присутствуют в передаваемом импульсе, излучаемом датчиком, накапливаются постепенно по мере того, как импульс проникает глубже в ткань. Поскольку это нелинейное явление, импульсы с более высокой амплитудой подвергаются гораздо большему искажению, чем импульсы с меньшей амплитудой, а центральная часть ультразвукового луча, где интенсивность луча самая высокая, подвергается большему гармоническому преобразованию, чем слабые края луча.

РИСУНОК 2-19 Формы эхо-сигналов с их частотными спектрами для линейного распространения (вверху) и нелинейного распространения (внизу) через ткани с генерацией гармонических сигналов.

Хотя о существовании гармонических искажений в ультразвуке известно уже давно, средства, позволяющие использовать это явление, были включены в ультразвуковые приборы лишь недавно. «Гармоническая визуализация тканей» осуществляется путем фильтрации низкочастотных основных компонентов ультразвукового эха и использования компонентов второй гармоники для формирования изображений в B-режиме. Распространены два подхода к обработке сигналов. ⁷ В первом применяется частотная фильтрация для изоляции частотной составляющей второй гармоники эхо-сигналов от основной частоты. Во втором методе применяются методы «импульсной инверсии», которые будут объяснены позже.

Методы частотной фильтрации требуют специального формирования импульса, применяемого к передаваемому импульсу, чтобы гарантировать отсутствие перекрытия между эхо-сигналами в основной полосе частот и эхо-сигналами в гармоническом спектре. Короткий импульс, оптимизированный по своей природе для достижения высокого осевого разрешения, содержит спектр частот; чем короче импульс, тем шире диапазон частот. Этот метод фильтрации иногда называют «узкополосными гармониками» из-за необходимости ограничить частоты передаваемого импульса, чтобы гарантировать, что высокочастотные компоненты в гораздо более сильных эхо-сигналах основной частоты не перекрываются с низкочастотными компонентами. гармонического эха. Гармоники, как правило, имеют гораздо меньшую амплитуду, чем основная, поэтому значительное перекрытие сведет на нет преимущества, которые можно получить при использовании гармонического режима.

Метод инверсии импульсов требует двух импульсов передачи по одной и той же линии луча ( рисунок 2-20 ). Первый представляет собой обычный визуализирующий импульс короткой длительности и с широкой полосой частот. После сбора эхо-сигналов для этого импульса передачи запускается второй импульс, который сдвинут по фазе на 180 градусов (т. е. является точно отрицательным по отношению к первому импульсу). Результирующие эхо-сигналы из двух последовательностей импульс-эхо затем суммируются. Для линейного распространения два эхо-сигнала должны подавлять друг друга, и никакой сигнал не будет отображаться вдоль этой линии луча. Однако, когда происходит значительное нелинейное распространение, эхо-сигналы от передаваемых импульсов различной формы не будут подавляться, поскольку нелинейные искажения возникают больше для положительных полупериодов сжатия волны, чем для отрицательных полупериодов разрежения. Некомпенсирующей частью является гармонический сигнал (см. рисунок 2-20 , Б ). Очевидным преимуществом импульсной или фазовой инверсии по сравнению с узкополосными гармониками является использование импульсов меньшей длительности с изначально лучшим осевым разрешением. Недостатком инверсии импульсов является необходимость использования двух последовательностей импульсов-эхо передачи для каждой линии луча, что снижает частоту кадров изображения.

РИСУНОК 2-20. Метод инверсии импульсов для выделения гармонических сигналов. Добавляются эхо от двух последовательных импульсных передач: одна с обычным импульсом, другая с импульсом, который является точно отрицательным по отношению к первому. Линейные части эха гасятся (А), тогда как гармоники объединяются (Б).

Предполагается, что любой метод поможет уменьшить шум реверберации на изображениях и, таким образом, улучшить качество изображения. Пример представлен на рисунке 2-21 . Эхо внутри этого кистозного образования в молочной железе вызвано реверберацией частей падающего импульса, когда он проходит через слои ткани, проксимальные к образованию. На гармонические эхо не так сильно влияют реверберации, происходящие в вышележащих тканях, поскольку гармонические составляющие еще не накопились в заметной степени, когда падающий импульс находится вблизи поверхности кожи.

РИСУНОК 2-21 Изображение кисты молочной железы с традиционной обработкой (слева) и с гармонической обработкой (справа) .

Визуализация с использованием контрастных веществ

Можно усилить эхо-сигналы из области, если присутствуют небольшие пузырьки газа. Именно так можно использовать контрастные вещества для усиления эхосигналов крови. Ультразвуковые контрастные вещества состоят из крошечных пузырьков газа, либо воздуха, либо газа с тяжелой молекулярной массой, стабилизированных своеобразной оболочкой. Одним из первых доступных контрастных веществ был Альбунекс (Mallinckrodt Medical, Сент-Луис, Миссури), изготовленный путем обработки ультразвуком человеческого сывороточного альбумина в присутствии воздуха. Был разработан и коммерчески доступен ряд подобных агентов, каждый из которых имеет особый материал оболочки или газ. Размеры пузырьков обычно находятся в диапазоне от 1 до 5 мкм. Несмотря на небольшие размеры пузырьков, они могут создавать эхо-сигналы большой амплитуды и поэтому используются для усиления эхо-сигналов от мелких кровеносных сосудов, а иногда и от камер сердца.

Особые свойства пузырьков газа можно использовать, чтобы помочь отличить эхо от контрастных веществ и эхо от тканей, в которых агент отсутствует. ¹⁰ Первым свойством является легкость, с которой пузырьки отражаются нелинейно, создавая эхо не только частоты, передаваемой преобразователем, но также и гармоник передаваемой частоты. Например, когда волны частотой 3 МГц отражаются от пузырьков контрастного вещества, возникают основные (3 МГц), второй гармоники (6 МГц) и выше, а также субгармонические (1,5 МГц) эхо. Настройка сканера на распознавание частот гармоник помогает изолировать эхо-сигналы от контрастного вещества. Ультразвуковые аппараты, предназначенные для визуализации контрастного вещества, иногда применяют сложные последовательности импульсов-эхо, где результирующие эхо-сигналы можно объединить таким образом, чтобы выделить эхо, возникающее в результате нелинейных отражений от пузырьков, и подавить эхо от других отражателей.

Еще одним свойством, которое можно использовать при их обнаружении, является то, что пузырьки контрастного вещества легко разрушаются ультразвуковыми импульсами высокой амплитуды. Таким образом, пузырьки обнаруживаются путем передачи разрушительного импульса высокой амплитуды, сбора эхо-сигналов, затем передачи второго импульса и сравнения эхо-сигналов от двух. Эхо от пузырьков контрастного вещества будет присутствовать при первом импульсе, но отсутствовать при втором из-за разрушительного воздействия первого импульса. Манипулирование эхо-сигналами осуществляется для изоляции сигналов только от агента, что иногда полезно для обнаружения кровотока в небольших сосудах. Таким образом, ультразвуковые аппараты с режимами визуализации контрастного вещества могут реализовывать специальные последовательности импульсов для извлечения эхо-сигнала из самого агента.

Коды и сигналы

Чтобы добиться наилучшего пространственного разрешения, операторы оборудования стараются использовать при сканировании как можно более высокую частоту ультразвука. К сожалению, высокие частоты ультразвука сильно ослабляются, поэтому необходимость адекватного проникновения луча обычно ограничивает частоту, которую можно эффективно использовать. Если бы можно было увеличить мощность передачи, посылая более энергичные импульсы в ткани, это могло бы несколько улучшить проникновение этих высоких частот. Мощность передачи можно увеличить за счет увеличения амплитуды ультразвукового импульса, излучаемого преобразователем. Однако это работает лишь до определенного момента, поскольку нелинейные искажения, ограничения оборудования и требования к ультразвуковому оборудованию в целях безопасности приводят к ограничениям амплитуды передаваемых импульсов от преобразователя. Что касается вопроса о потенциальных биологических эффектах, текущая практика Управления по контролю за продуктами и лекарствами США требует от производителей ультразвукового оборудования ограничивать амплитуду передаваемого импульса до уровней, которые имеют значения MI 1,9 или меньше.

Другой способ обеспечить более энергичный передаваемый импульс без превышения пределов амплитуды или возможностей оборудования — увеличить длительность импульса. Однако сначала необходимо закодировать импульс специальным способом, который позволил бы после приема эхо-сигналов восстановить импульс малой длительности с сопутствующим ему хорошим осевым разрешением. Использование «кодированного возбуждения» является одним из средств достижения этой цели.

Кодированное возбуждение придает уникальную подпись передаваемому ультразвуковому импульсу. Сам импульс имеет очень большую продолжительность по сравнению с обычными импульсами, применяемыми в ультразвуке. Однако перед подачей на преобразователь он модулируется определенным набором единиц и нулей. Пример формы сигнала, обнаруженного в результате кодированной передачи одного производителя детектором в воде, представлен на рисунке 2-22 . Этот импульс передачи большой длительности претерпевает отражение на границах раздела, и эхо-сигналы снова обнаруживаются преобразователем. После усиления и формирования луча эхо-сигналы отправляются на специальный процесс декодирования, часто называемый согласованным фильтром, для восстановления сигналов, обладающих свойствами импульсов малой длительности. Некоторые коды требуют двух последовательностей импульс-эхо, каждый импульс передачи имеет несколько разные временные характеристики, но вместе они имеют дополняющие свойства. Когда эхо-сигналы объединяются, этот процесс устраняет артефакты, известные как боковые лепестки дальности, которые иногда присутствуют при использовании кодов. Тем не менее, с помощью методов кодированного возбуждения можно восстановить как эффекты короткого импульса, так и импульса гораздо большей амплитуды.

РИСУНОК 2-22. Сравнение форм передаваемых сигналов при использовании обычного импульсного (вверху) и кодированного возбуждения (внизу) . Кратковременный характер ответа системы восстанавливается после кодированного возбуждения путем применения специального декодирования или схем согласованного фильтра.

Другой тип кода — «чип-импульс». ¹¹ Чирп – это короткий передаваемый пакет или импульс, частота которого меняется в зависимости от длительности импульса. Опять же, специальные схемы декодирования позволяют восстановить исходную длительность короткого импульса, обеспечивая при этом гораздо лучшее проникновение луча, чем это было бы обеспечено при традиционной передаче коротких импульсов.

Допплеровское УЗИ

Эффект Доплера — это изменение частоты регистрируемой волны при движении источника или детектора. В медицинской ультрасонографии допплеровский сдвиг возникает, когда отражатели перемещаются относительно датчика. Частота эхо-сигналов от движущихся отражателей выше или ниже частоты, передаваемой преобразователем, в зависимости от того, происходит ли движение в сторону преобразователя или от него. Частота доплеровского сдвига, или просто доплеровская частота, представляет собой разницу между принимаемой и передаваемой частотами.

Уравнение Доплера

Ультразвуковое допплеровское оборудование используется для обнаружения и оценки кровотока. Типичная схема показана на Рисунке 2-23 . Ультразвуковой преобразователь прикасается к поверхности кожи; он передает луч, частота которого равна f _o . Принятая частота f _R будет отличаться от f _o , если эхо-сигналы принимаются от движущихся рассеивателей, таких как эритроциты. Доплеровская частота (f _D ) определяется как разница между принимаемой и передаваемой частотами. f _D рассчитывается следующим образом :

РИСУНОК 2-23 Устройство для обнаружения доплеровских сигналов крови. Угол θ представляет собой доплеровский угол, который представляет собой угол между направлением движения и осью луча, обращенной к преобразователю.

    (2-9)

где c — скорость звука, V — скорость потока, а θ — угол между направлением потока и осью ультразвукового луча, направленного в сторону преобразователя.

Символ θ называется доплеровским углом и сильно влияет на обнаруженную доплеровскую частоту для заданной скорости отражателя. Когда поток направлен непосредственно к преобразователю, θ равен 0 градусам, а cos θ равен 1. Доплеровская частота, обнаруженная для этой ориентации, будет максимальной, которую можно получить для условий потока. Более типично, ультразвуковой луч будет падать под углом, отличным от 0 градусов, и обнаруженная доплеровская частота будет уменьшена в соответствии с членом cos θ. Например, при угле 30 градусов доплеровская частота будет равна 0,87, умноженной на значение при угле 0 градусов; при 60 градусах это будет 0,5, умноженное на значение 0 градусов. Наконец, когда поток перпендикулярен направлению ультразвукового луча, угол θ составляет 90 градусов, а cos θ равен 0; допплеровский сдвиг не обнаружен! На практике луч датчика обычно ориентируется под углом от 30 до 60 градусов к просвету артерии для получения надежного допплеровского сигнала.

Допплеровское оборудование непрерывного действия

CW-допплерография выполняется с помощью различных инструментов: от простых недорогих портативных допплеровских устройств до «высококлассных» дуплексных сканеров, в которых CW-допплер является одним из нескольких рабочих режимов. Упрощенная блок-схема необходимых компонентов устройства CW Doppler представлена ​​на рисунке 2-24 . Передатчик непрерывно возбуждает передающую секцию ультразвукового преобразователя, посылая непрерывный луч с частотой f _o . Эхо, возвращающееся к преобразователю, имеет частоту f _R . Эти сигналы усиливаются в приемнике, а затем отправляются на демодулятор для извлечения доплеровского сигнала. Здесь сигналы умножаются на опорный сигнал от передатчика, создавая смесь сигналов, часть которых имеет частоту, равную ( f _R + f _o ), а часть имеет частоту ( f _R — f _o ). Суммарная частота ( f _R + f _o ) очень высока — примерно в два раза превышает частоту ультразвука — и легко удаляется электронной фильтрацией. Это оставляет на выходе сигналы с частотой ( f _R − f _o ), которые являются доплеровским сигналом!

РИСУНОК 2-24. Доплеровский прибор непрерывного действия. Доплеровский сигнал получается путем демодуляции усиленных эхо-сигналов и последующего применения фильтра нижних частот. Поскольку сигналы обычно находятся в слышимом диапазоне, для отображения доплеровских сигналов можно использовать громкоговоритель.

Каковы типичные допплеровские частоты кровотока? Предположим, V = 20 см/сек; частота ультразвука (fo ₎ – 5 МГц (5×10 ⁶ циклов/сек); а скорость звука (с) равна 1540 м/сек. Пусть θ равен 0 градусам, так что cos θ равен 1. Используя уравнение 2-9 , мы находим

    (2-10)

или около 1,3 кГц, что находится в пределах слышимого диапазона частот. Отфильтрованный выходной доплеровский сигнал может быть подан на громкоговоритель или наушники для интерпретации оператором. Сигналы также можно записать на аудиокассету или применить к любой из нескольких систем спектрального анализа (см. ниже).

Есть возможность исключить с выхода сигналы определенных частотных диапазонов. Это делается в приборах, в схеме которых имеются дополнительные электронные фильтры. Например, при изучении кровотока относительно низкочастотные доплеровские сигналы, возникающие в результате движения стенок сосудов, можно исключить из выходного сигнала, применив фильтр верхних частот. Нижняя частота среза таких «настенных фильтров» обычно выбирается оператором.

Непрерывно-волновой доплеровский контроль

Базовые устройства CW Doppler обычно имеют лишь несколько органов управления, но операторы должны быть знакомы с ними на своем оборудовании. Примеры включают следующее:

• Мощность передачи для изменения амплитуды сигнала от передатчика к преобразователю, таким образом изменяя чувствительность к слабым эхо-сигналам. В некоторых простых устройствах этот контроль отсутствует, что позволяет поддерживать постоянный уровень передачи.

• Усиление — для изменения чувствительности устройства.

• Усиление звука для изменения громкости доплеровских сигналов, подаваемых на громкоговорители.

• Настенный фильтр для изменения частоты среза низких частот настенного фильтра.

Направленный допплер

Базовый прибор CW Doppler позволяет определять величину доплеровской частоты, но не дает указания о том, направлен ли поток к датчику или от него (т. е. является ли доплеровский сдвиг положительным или отрицательным). Распространенным методом определения направления потока является использование квадратурного обнаружения в доплеровском устройстве. После того, как принятые эхо-сигналы усилены, они разделяются на два идентичных канала для демодуляции. Каналы отличаются только тем, что опорные сигналы передатчика, посылаемые на два демодулятора, сдвинуты по фазе на 90 градусов. Создаются два отдельных доплеровских сигнала. Они идентичны, за исключением небольшой разности фаз между ними, и эту разность фаз можно использовать для определения того, является ли доплеровский сдвиг положительным или отрицательным. ¹² Используются различные схемы, объединяющие два квадратурных сигнала для обеспечения представления положительного и отрицательного потока в стереодинамиках. ¹³

Импульсный допплер

При использовании инструментов непрерывного допплера отражатели и рассеиватели в любом месте луча преобразователя могут способствовать мгновенному доплеровскому сигналу. Импульсный доплеровский прибор обеспечивает распознавание доплеровских сигналов с разной глубины, позволяя обнаруживать движущиеся границы раздела и рассеиватели только в пределах четко определенного объема образца ( Рисунок 2-25 ). Объем образца можно расположить в любом месте вдоль оси ультразвукового луча.

РИСУНОК 2-25. Объем образца в импульсном допплеровском режиме. Эхо-сигналы с фиксированной глубины отбираются с помощью шкалы дальности. Размер объема образца зависит от ширины луча, длительности затвора и длительности импульса от преобразователя.

Основные компоненты импульсного допплеровского прибора показаны на рисунке 2-26 . Ультразвуковой преобразователь возбуждается кратковременным импульсом, а не непрерывно, как в приборе CW. Рассеянные и отраженные эхо-сигналы обнаруживаются одним и тем же преобразователем, усиливаются в приемнике и подаются на демодулятор. Выходной сигнал демодулятора затем подается на схему выборки и хранения, которая интегрирует (или усредняет) часть сигнала, выбранную вентилем диапазона. Положение и продолжительность ворот контролируется оператором. Стробируемый сигнал, принимаемый из серии последовательностей импульсов-эхо, формирует доплеровский сигнал, слышимый через громкоговоритель устройства. На рисунке 2-26 квадратурные детекторы используются для формирования двух выходных каналов, позволяющих определять направление потока.

РИСУНОК 2-26 Основные компоненты импульсного доплеровского прибора. Преобразователь возбуждается коротким импульсом; эхо-сигналы усиливаются в приемнике и передаются на квадратурные демодуляторы. Часть демодулированного сигнала хранится в блоке выборки и хранения, который формирует доплеровский сигнал с помощью нескольких последовательностей импульсов-эхо. Va и V _{b представляют собой квадратурные сигналы ,} которые можно обрабатывать для указания потока в направлении датчика и от него.

Доплеровский сигнал, создаваемый импульсным доплеровским прибором, генерируется в результате изменений фазы эхо-сигналов от движущихся целей от одной последовательности импульсов-эхо к другой. Таким образом, PRF прибора должен быть достаточно высоким, чтобы важные детали доплеровского сигнала не терялись между импульсами передачи. (См. раздел о наложении спектров в импульсном доплеровском режиме.) После каждого импульса передачи доступна только короткая часть доплеровского сигнала в составе демодулированных эхо-сигналов, выбранных стробируемой областью. Для построения доплеровского сигнала, слышимого через громкоговорители, требуется несколько последовательностей импульсов-эхо. Путем фильтрации выходного сигнала выборки и хранения от одной последовательности импульсов-эхо к другой формируется плавный доплеровский сигнал.

Дуплексные инструменты

Сканер B-режима, работающий в режиме реального времени, и допплеровский прибор предоставляют дополнительную информацию, поскольку сканер может лучше всего очертить анатомические структуры, тогда как допплеровский прибор дает информацию о характере потока и движения. Дуплексные ультразвуковые инструменты представляют собой сканеры B-режима реального времени со встроенными допплеровскими возможностями. В типичных приложениях импульсно-эхо-изображение в B-режиме, полученное с помощью дуплексного сканера, используется для локализации областей, где поток необходимо исследовать с помощью допплера.

Область интереса для доплеровского исследования можно выбрать на изображении в B-режиме путем размещения индикатора объема образца или курсора ( Рисунок 2-27 ). Большинство дуплексных инструментов позволяют оператору указать угол допплера или направление кровотока относительно ультразвукового луча. Угол доплера должен быть известен, чтобы оценить скорость потока по доплеровскому сигналу.

РИСУНОК 2-27. Изображение сонной артерии, полученное с помощью дуплексного ультразвукового аппарата. Курсор объема образца расположен для обнаружения доплеровских сигналов изнутри артерии, а курсор доплеровского угла ориентирован для «коррекции угла» допплеровских сигналов для отображения скорости.

Выбор частоты ультразвука

Конкурирующие физические взаимодействия определяют выбор рабочей частоты, используемой в ультразвуковом приборе. Для допплерографии выбор обычно продиктован необходимостью получить адекватную мощность сигнала для надежной интерпретации доплеровских сигналов. Ранее упоминалось, что интенсивность ультразвуковых волн, рассеянных небольшими рассеивателями, такими как эритроциты, быстро возрастает с увеличением частоты, будучи пропорциональна частоте, возведенной в четвертую степень. Таким образом, казалось бы разумным использовать высокую ультразвуковую частоту для увеличения интенсивности рассеянных сигналов крови. Однако по мере увеличения частоты скорость затухания луча также увеличивается (см. Рисунок 2-3 ). При выборе оптимальной частоты для обнаружения кровотока эти конкурирующие процессы должны быть сбалансированы, а выбор рабочей частоты часто определяется глубиной ткани интересующего сосуда. Для небольших поверхностных сосудов, в которых затухание в вышележащих тканях незначительно, обычно используются датчики B-режима и допплеровские датчики, работающие на частоте от 7 до 10 МГц. При допплерографии сонной артерии обычно используются несколько более низкие частоты, чтобы избежать значительных потерь затухания, и типичными являются частоты от 4 до 5 МГц. Частоты до 2 МГц используются для обнаружения кровотока в более глубоких артериях и венах.

Доплеровский спектральный анализ

Для многих представляющих интерес структур доплеровский сигнал находится в слышимом диапазоне частот. В некоторых случаях адекватную клиническую интерпретацию можно сделать, просто прослушав сигналы. Затем слушатель характеризует поток в соответствии с качеством звукового сигнала.

В случае кровотока допплеровский сигнал довольно сложен из-за сложной структуры скорости крови, обнаруженной в большинстве сосудов. В большом кровеносном сосуде скорость крови не одинакова во всех точках, а подчиняется определенному профилю потока. Если ультразвуковой луч и объем образца велики по сравнению с диаметром просвета, рассеянные ультразвуковые сигналы принимаются одновременно от крови, движущейся с разными скоростями. Таким образом, результирующий доплеровский сигнал является сложным.

Можно показать , что сложный сигнал, такой как показанный на рисунке 2-28 , A, состоит из множества одночастотных сигналов (см. рисунок 2-28 , B ). Каждый из них имеет определенную амплитуду и фазу, поэтому при сложении они образуют исходный сигнал. Спектральный анализ — это способ разделения сложного сигнала на отдельные частотные компоненты, чтобы можно было определить относительный вклад каждого частотного компонента в исходный сигнал (см. Рисунок 2-28 , C ). Часто относительный вклад обозначается мощностью сигнала в данном частотном интервале, а спектр называется спектром мощности.

РИСУНОК 2-28 Сложная форма сигнала (А) может быть сгенерирована комбинацией одночастотных сигналов (Б). C. Спектральный анализ включает разделение сложного сигнала на его частотные компоненты и отображение величины каждого частотного компонента, вносящего вклад в сигнал.

Большинство приборов используют быстрое преобразование Фурье для спектрального анализа доплеровских сигналов. Доплеровский сигнал подается в спектральный анализатор небольшими временными интервалами (например, 5 мс). Спектр мощности рассчитывается и отображается вдоль вертикальной линии, где высота соответствует частотному интервалу, а яркость представляет мощность или интенсивность сигнала для этого интервала ( рис. 2-29 ). Относительная интенсивность доплеровских сигналов зависит от количества крови, генерирующей этот сигнал, поэтому яркость каждого интервала частоты указывает величину потока со скоростью, соответствующей этой доплеровской частоте. По мере отображения спектральных сигналов одного сегмента анализируется последующий сегмент, обеспечивая непрерывное отображение.

РИСУНОК 2-29 Информация на спектральном доплеровском дисплее. Доплеровская частота (или скорость отражателя) отображается вертикально, а время — горизонтально. Для каждого временного сегмента количество сигнала в определенных интервалах частоты обозначается оттенком серого. Величина сигнала соответствует количеству крови, текущей с соответствующей скоростью.

Дуплексные инструменты отображают изображение в B-режиме вместе с доплеровским спектральным отображением. Пример представлен на рисунке 2-30 . Вертикальная шкала на спектральном дисплее может представлять собой либо доплеровскую частоту (в герцах), либо скорость (в сантиметрах в секунду или метрах в секунду). Чтобы отобразить скорость, анализатор решает уравнение Доплера, чтобы получить скорость на основе частоты доплеровского сигнала. Спектральное отображение подробно рассматривается в главе 3 .

РИСУНОК 2-30. Спектральное изображение сонной артерии.

Совмещение в импульсном допплеровском режиме

При использовании импульсного доплеровского прибора существует ограничение на максимальную доплеровскую частоту, которую можно обнаружить на заданной глубине и в наборе условий эксплуатации. Упомянутое ограничение представляет собой наложение спектров и, если оно присутствует, может привести к аномалиям спектральных форм доплеровского сигнала.

Рассмотрим ситуацию, показанную на рисунке 2-31 . Как упоминалось ранее, импульсный доплеровский прибор формирует доплеровский сигнал, используя несколько последовательностей импульсов-эхо. Говорят, что доплеровский сигнал дискретизируется, а частота дискретизации представляет собой PRF прибора. На рисунке 2-31 доплеровский сигнал представлен сплошной линией, а стрелки представляют последовательные выборки этого сигнала. Нижняя форма волны изображает дискретизированный сигнал. В этом случае дискретизированный сигнал является отличным представлением исходного сигнала, поскольку дискретизация происходила несколько раз для каждого цикла исходного сигнала.

РИСУНОК 2-31. Выборка доплеровского сигнала. Сплошная линия вверху представляет собой синусоидальную волну, а стрелки обозначают моменты времени, когда берутся дискретные выборки сигнала. Пунктирная линия внизу — это дискретизированный сигнал.

К сожалению, при использовании импульсного допплера не всегда возможно получить ЧПИ значительно выше частоты доплеровского сигнала. Как обсуждается в следующем разделе, мы должны ограничить ЧПИ, чтобы было достаточно времени для сбора всех сигналов от одного импульса преобразователя перед последующим импульсом. Это ограничение на PRF зависит от глубины объема образца. Чем больше расстояние до объема образца, тем больше времени требуется для улавливания эхо-сигналов из этой области и тем ниже должна быть PRF.

Как минимум, PRF должна быть как минимум в два раза выше частоты доплеровского сигнала для успешного построения сигнала. Когда PRF в два раза превышает F _D , это называется частотой дискретизации Найквиста. Частота Найквиста — это минимальная частота дискретизации, которую можно использовать для сигнала заданной частоты. Если частота дискретизации ниже частоты Найквиста, происходит наложение спектров. Совмещение — это создание искусственных низкочастотных сигналов, когда частота дискретизации (PRF) менее чем в два раза превышает частоту доплеровского сигнала.

Совмещение псевдонимов схематически показано на рис. 2-32 . Фактический доплеровский сигнал (вверху) дискретизируется (стрелки) со скоростью менее двух раз за каждый цикл сигнала. Результирующая дискретная форма сигнала (см. нижнюю часть рисунка 2-32 ) имеет частоту меньше, чем частота фактического сигнала.

РИСУНОК 2-32. Возникновение наложения спектров, когда частота дискретизации менее чем в два раза превышает частоту сигнала. Верхняя кривая представляет собой сигнал, который дискретизируется в дискретные моменты времени, указанные стрелками. Нижняя кривая представляет собой низкочастотный псевдоним сигнала, возникающий из-за неадекватной выборки.

Распространенный способ проявления наложения спектров на доплеровском спектральном дисплее показан на рисунке 2-33 . Доплеровский спектр отображается на дисплее, при этом высокие скорости преобразуются в обратный поток сразу в точке наложения спектров, а еще более высокие скорости в сигнале потока отображаются как постепенно меньшие скорости.

РИСУНОК 2-33. Проявление наложения спектров на спектральном дисплее. А. Спектр искажается. B. Исправление псевдонимов за счет увеличения шкалы скоростей на станке. C. Устранение псевдонимов путем корректировки базовой линии.

Для устранения псевдонимов используется несколько методов. Его часто можно устранить, увеличив пределы шкалы скорости/частоты спектрального дисплея (см. Рисунок 2-33 , Б ). При увеличении масштаба доплеровский прибор увеличивает ЧПИ, удерживая ее на уровне предела Найквиста для максимальной доплеровской частоты, показанной на спектральной шкале. Оператор также может настроить базовую линию спектра, линию, обозначающую скорость 0, назначая весь спектральный дисплей потоку, движущемуся только в одном направлении (см. Рисунок 2-33 , C ). Это успешно, когда поток идет только в одном направлении. Еще одним способом устранения наложения может быть использование низкочастотного преобразователя. Доплеровская частота пропорциональна как скорости отражателя, так и частоте ультразвука (fo ₎ , поэтому более низкая частота ультразвука приводит к более низкочастотному доплеровскому сигналу для данной скорости.

Максимальная скорость, определяемая с помощью импульсного допплера

Как упоминалось ранее, чтобы обнаружить доплеровский сигнал без наложений, PRF прибора должна быть как минимум в два раза выше доплеровской частоты. Однако верхний предел PRF устанавливается интервалом времени, необходимым для распространения ультразвуковых импульсов в интересующий диапазон и возвращения. Если время между импульсами недостаточно, возникают «неоднозначности дальности» из-за наложения эхо-сигналов от последовательных импульсов. Если объем образца установлен на глубине d , минимальное время, необходимое между импульсами (T _d ) , составляет 2 d / c (из уравнения дальности). Максимально возможный PRF, PRF _max , является обратной величиной T _d . Таким образом,

    (2-11)

Какова наибольшая скорость потока, которую можно обнаружить, учитывая ограничение, выраженное в уравнении 2-9 ? Максимальная доплеровская частота, которую мы можем обнаружить без наложения спектров, теперь будет PRF _max /2 = c /4 d . Используя уравнение Доплера и подставляя вместо f _D , получаем

    (2-12)

где V _max — максимальная скорость, обнаруживаемая без наложения спектров. Решение для V _max ,

    (2-13)

Предполагая скорость звука 1540 м/сек, графики на рисунке 2-34 были построены с использованием уравнения 2-10 , связывающего максимальную скорость отражателя, которую можно обнаружить, с глубиной отражателя для трех различных частот ультразвука. По мере увеличения глубины объема образца максимальная обнаруживаемая частота доплеровского сигнала и, следовательно, максимальная скорость отражателя, которую можно обнаружить, уменьшаются. На любой глубине более низкие частоты ультразвука позволяют обнаруживать большие скорости, чем более высокие частоты.

РИСУНОК 2-34. Максимальная скорость, определяемая с помощью импульсного допплера, в зависимости от глубины объема образца для трех различных частот ультразвука.

В некоторых приборах более высокие скорости, чем показанные на рисунке 2-34, можно получить, выбрав «высокую PRF». В этом режиме PRF прибора может быть увеличена за пределы, установленные уравнением 2-9 . Теперь присутствует неоднозначность диапазона, поскольку эхо-данные от последовательных импульсов передачи перекрываются. На дисплей это указывает наличие нескольких объемов проб, отображаемых на изображении. В целом, однако, неоднозначность диапазона не является проблемой, поскольку оператор уже изолировал область отбора проб потока перед активацией высокой ЧПИ, и точное происхождение доплеровских сигналов все еще известно.

Цветная потоковая визуализация

Формирование цветных изображений

Визуализация цветового потока (или визуализация скорости цвета) осуществляется путем оценки и отображения средней скорости относительно направления ультразвукового луча рассеивателей и отражателей в сканируемой области. Эхо-сигналы от движущихся отражателей обычно отображаются так, что цветовой оттенок, насыщенность или яркость указывают относительную скорость. Данные изображения цветового потока накладываются на данные B-режима от стационарных структур для получения составного изображения.

Описано несколько методов обработки эхо-сигналов для создания изображений цветового потока. Некоторые из них работают с сигналами, полученными после доплеровской обработки сигналов, ^5, 14, 15 , тогда как некоторые обрабатывают эхо-сигналы напрямую. ¹⁶ (Конкретные математические подробности методов приведены в ссылках, особенно в ссылках 14 и 16. ) Для каждого метода создается серия импульсно-эхо-последовательностей вдоль однолучевой оси. Эхо-сигналы каждого последующего импульса передачи сравниваются с сигналами предыдущего импульса, а затем оцениваются фазовые сдвиги в последующих сигналах. Как только это будет сделано для всех последовательностей импульсов-эхо вдоль линии луча, вычисляется средний доплеровский сдвиг частоты и, следовательно, средняя скорость. Этот процесс выполняется во всех точках вдоль линии луча, а расчетная скорость отображается цветом. Затем опрашивается другая линия луча и так далее.

В большинстве приборов для оценки средних скоростей отражателя вдоль каждой линии луча можно использовать 10 или более последовательностей приема-передачи. Термин « импульсные пакеты» был принят для обозначения последовательностей «импульс-эхо» передачи-приема, при этом размер пакета обозначает количество таких последовательностей вдоль каждой линии луча. ¹⁷ Некоторые приборы позволяют оператору напрямую изменять размер пакета; большинство из них меняют размер пакета, когда оператор меняет другие настройки управления, такие как предварительная обработка цвета.

Поскольку данные для каждой акустической линии, формирующей изображение цветовой скорости, собираются с использованием нескольких последовательностей импульсов-эхо, частота кадров при визуализации цветового потока, как правило, ниже, чем частота кадров при стандартном визуализации B-режима. При визуализации цветового потока очевидны заметные компромиссы между факторами, влияющими на качество цветного изображения и скорость сканирования или частоту кадров. Большинство приборов имеют элементы управления обработкой сигналов, которые позволяют пользователю оптимизировать параметры визуализации для конкретных приложений. Более высокая частота кадров часто сопровождается снижением качества изображения, поскольку для формирования изображения используется меньшее количество акустических линий. Напротив, очень подробные цветные изображения, чувствительные к состояниям низкого потока, часто получаются за счет более низкой частоты кадров.

Направление кровотока указывается цветом дисплея; например, красный цвет может кодировать поток к датчику, а синий — от датчика. Следует иметь в виду, что цветовой процессор отображает движение относительно направления ультразвукового луча для каждой линии луча, формирующей изображение потока. Различные части сосуда часто исследуются с разных направлений луча, либо из-за ориентации сосуда, либо в результате формата сканирования датчика. Последняя проблема проиллюстрирована на рисунке 2-35 , на котором непрерывный поток через горизонтальный сосуд отображается как синим (в сторону), так и красным (в сторону) из-за разных углов луча, который опрашивает сосуд при использовании секторного сканера.

РИСУНОК 2-35 Цветное изображение горизонтального сосуда в фантоме потока. Поток на изображении идет слева направо, поэтому для секторного преобразователя он направлен к преобразователю в левой части изображения и от преобразователя в правой части.

Псевдонимы на цветных дисплеях

Изображение скорости цвета создается с помощью импульсного доплеровского картирования; следовательно, изображение подвержено сглаживанию, как обсуждалось ранее. Распространенным проявлением алиасинга является закручивание дисплея, приводящее к кажущемуся изменению направления потока ( рис. 2-36 , А ). Например, направленный поток в сторону зонда интерпретируется как поток, удаляющийся. Увеличение шкалы скоростей цветового потока существенно увеличивает ЧПИ процессора и устраняет проблему наложения спектров, если скорости потока остаются в пределах допустимого диапазона скоростей на приборе (см. Рисунок 2-36 , Б ). Кроме того, изменение базовой линии цвета (положение нулевого потока на спектральном дисплее) может сместить допустимый диапазон доплеровских частот; этот метод эффективен, когда сигналы потока направлены только в одном направлении.

РИСУНОК 2-36. Сглаживание при отображении цветового потока. А: Цветное изображение сонной артерии со сглаживанием. B. То же, что и в A, только масштаб скорости изменен для устранения наложения.

Визуализация в энергетическом режиме

Визуализация цветового потока отображает скорости рассеивателей относительно направления опрашивающего ультразвукового луча в точках по всему сканируемому полю. Альтернативный метод обработки игнорирует скорость и просто оценивает силу (или мощность или энергию) доплеровского сигнала, обнаруженного в каждом месте. Так называемая визуализация ¹⁸ в режиме мощности или энергии имеет как преимущества, так и ограничения.

Изображение горизонтального сосуда в фантоме потока в энергетическом режиме, изображенное на рисунке 2-35 , представлено на рисунке 2-37 . Изображение в энергетической моде является непрерывным, а не разделенным на сегменты из-за разных направлений луча. Другими словами, энергетическое изображение не чувствительно к относительному направлению потока, как изображение цветовой скорости. Еще одним преимуществом изображения в энергетическом режиме является то, что на него не влияет сглаживание. Изображение в энергетическом режиме не отображает скорости, а только значение, связанное с силой доплеровского сигнала, поэтому эффекты наложения спектров не проявляются.

РИСУНОК 2-37. Изображение того же фантома потока в энергетическом режиме, что и на рисунке 2-35 . Изображение в энергетической моде практически нечувствительно к доплеровскому углу.

Таким образом, преимущества этого метода перед визуализацией скорости цвета заключаются в следующем:

1. Энергетический режим, по-видимому, более чувствителен к состояниям низкого и слабого потока, чем скорость цвета.

2. Влияние угла на доплеровскую частоту игнорируется, если только угол не становится настолько близким к перпендикуляру, что доплеровские сигналы оказываются ниже порога обнаружения потока цветового процессора.

3. Псевдонимы не влияют на отображение режима энергопотребления. Таким образом, обеспечивается более непрерывное отображение потока, особенно в труднодоступных для сканирования регионах.

Недостатки визуализации в энергетическом режиме также очевидны:

1. Информация о скорости отражателя и направлении потока относительно преобразователя не отображается. Иногда эти особенности важны для постановки диагноза.

2. Формирование изображения обычно происходит медленнее, а частота кадров изображения ниже из-за использования большего усреднения сигнала в энергетическом режиме, чем в скоростном. Следовательно, проблемы со вспышками, вызванные доплеровскими сигналами от медленно движущихся мягких тканей, более серьезны в энергетическом режиме, чем в скоростном режиме.

За пределами двумерного изображения

Визуализация с расширенным полем зрения

Иногда желательно отобразить область изображения большего размера, чем та, которая обеспечивается просто форматом ультразвукового преобразователя. В некоторой степени эта проблема уже решена в технологии, расширяющей формат изображения линейных преобразователей. Можно было бы создавать изображения, вид которых намного больше, чем у одного преобразователя, если бы датчик был прикреплен к механической системе перевода, а датчик перемещался в направлении, параллельном плоскости изображения, по мере сбора данных изображения. Однако идея механического соединения датчика с целью получения изображения более широкого формата может не понравиться операторам, которым нужна большая свобода манипулирования датчиком в желаемых плоскостях изображения. Альтернативным и эффективным методом расширения поля изображения является метод, при котором оператор свободно перемещает датчик параллельно плоскости изображения, а движение датчика отслеживается по изменениям самого изображения. Поскольку датчик перемещается вручную, программное обеспечение для обработки изображений определяет величину бокового движения от одного кадра к другому. Это позволяет программному обеспечению регистрировать новую информацию изображения в месте, которое правильно соответствует ее анатомическому положению относительно структур, присутствующих на исходном изображении.

Изображение артерий руки, показанное на рис. 2-38, иллюстрирует один из результатов этого процесса. Хотя исходное изображение от линейного преобразователя, используемого при создании изображения, будет иметь ширину всего около 4 см, тщательный перевод датчика вместе с программным обеспечением регистрации изображения обеспечивает расширенное изображение плечевой и лучевой артерий.

РИСУНОК 2-38. Изображение с расширенным полем зрения. Это изображение плечевой и лучевой артерий руки простирается на 20 см. Он создается путем отслеживания движения преобразователя во время сканирования с использованием корреляционной обработки, применяемой к данным изображения в B-режиме.

(С разрешения Siemens Medical.)

Трехмерное УЗИ

Характер ультразвуковой визуализации в режиме реального времени и необходимость просмотра структур через окна сканирования, которые иногда обеспечивают плохой акустический доступ, ограничивают использование методов получения и отображения трехмерных объемов. Однако датчики, которые по размеру сравнимы с обычными датчиками, но с возможностями 3D, приводят к возобновлению интереса к 3D-визуализации в ультразвуке. Некоторые приложения, по-видимому, значительно выигрывают от использования 3D, особенно для визуализации плода и определенных сосудистых структур ( рис. 2-39 ). Трехмерное сканирование позволяет получать ультразвуковые изображения в B-режиме или цветные изображения по всему объему. Помимо более обширного набора данных, который получается с использованием большого количества 2D-изображений, набор 3D позволяет создавать новые представления, которые иногда могут сэкономить время при интерпретации и анализе. Более того, 3D-изображения часто более интуитивны, чем наборы обычных 2D-изображений для тех, кто не является специалистом в области медицинской визуализации, что упрощает общение с пациентами и направляющими врачами.

РИСУНОК 2-39. Трехмерное изображение бифуркации сонной артерии, визуализированное на поверхности. ОСА, общая сонная артерия; ЭКА, наружная сонная артерия; ВСА, внутренняя сонная артерия.

Обычно для получения 3D-данных ультразвуковой датчик перемещается перпендикулярно плоскости полученного изображения ( рис. 2-40 ), и изображения сохраняются с заранее заданными пространственными интервалами. Стопку полученных таким образом изображений можно рассматривать как объемное сканирование. Мы думаем о «плоскостях полученного изображения» (т. е. изображениях, созданных с помощью методов развертки луча в реальном времени, обсуждавшихся ранее) и «реконструированных плоскостях» или новых изображениях, созданных с использованием всего набора данных трехмерных изображений. Чем короче расстояние между полученными плоскостями, тем лучше будет разрешение, особенно реконструированных плоскостей из набора, но тем больше будут требования к хранению и обработке изображений. Сканирование «от руки», механическое перемещение внутри специализированного корпуса 3D-зонда и массивы 2D-преобразователей — все это было реализовано для перемещения плоскости сбора данных по объему.

РИСУНОК 2-40. Устройство для получения трехмерных изображений путем произвольного перемещения преобразователя. Методы отслеживания зонда варьируются от отсутствия отслеживания, когда предполагается, что перемещение происходит с одинаковой скоростью, до обнаружения изменений в текстуре изображения, когда изменения могут быть связаны с перемещением плоскости сканирования, до прикрепления датчиков к датчику, чтобы положение и ориентация каждой плоскости записываемого изображения точно известны.

При простейшем методе сканирования от руки оператор перемещает датчик по сканируемому объему, и цикл данных изображения сохраняется в течение заданного интервала времени. Затем выполняется реконструкция трехмерного изображения, предполагая, что все плоскости изображения равноудалены друг от друга, при этом интервал между плоскостями по существу контролируется оператором субъективно. Таким образом, получаются грубые наборы 3D-данных, которые можно отобразить с помощью этого метода, но расстояние между плоскостями изображения точно неизвестно. Пространственное соотношение между любыми двумя структурами, которые не находятся в одной из плоскостей полученного изображения, может быть ошибочным, поскольку оно зависит от оператора, обеспечивающего идеальное расположение сканирований, что маловероятно для системы этого типа.

Более точное отслеживание положения преобразователя может быть выполнено с помощью систем, которые обрабатывают данные изображения, чтобы обнаружить изменения в текстурах изображения от одного кадра к другому, пока оператор выполняет сканирование от руки. Изменения текстуры измеряются как уменьшение степени корреляции информации внутри области от одного полученного изображения к другому. После калибровки скорости уменьшения с учетом расстояния перемещения система может использовать данные изображения для оценки расстояний между последовательными плоскостями изображения и восстановления наборов трехмерных данных.

Третья схема отслеживания от руки использует датчики, прикрепленные к преобразователю или иным образом размещенные в комнате сканирования, и напрямую измеряет положение и ориентацию зонда. ¹⁹ Например, в одном методе используются видеокамеры для записи положения небольших отражателей, прикрепленных к датчику, тогда как в более распространенной системе слежения используется электромагнитная катушка, прикрепленная к датчику, а передатчики распределены по комнате сканирования. Эти методы помещают каждое полученное изображение в правильно зарегистрированное местоположение и ориентацию в наборе данных трехмерного ультразвукового исследования. Тогда методы реконструкции и отображения можно будет вполне надежно использовать для создания трехмерных изображений.

Более точные сборы объемных данных выполняются с использованием механически перемещаемых массивов датчиков в составе специальных 3D-зондов. Механические системы для трехмерной визуализации сосудов были впервые разработаны Фенстером и его коллегами. ²⁰ Коммерческие версии матриц с механическим сканированием работают со специальными преобразователями, которые немного больше, чем обычные одномерные матрицы. При этом плоскостью изображения управляет внутренняя двигательная система, такая как поворотная система, показанная на рисунке 2-41 , которая перемещает полученную плоскость изображения. Таким образом, получается серия 2D-изображений со скоростью объемного сканирования, достаточно высокой для отслеживания медленных движений, например, конечностей плода. Однако кровоток при сосудистых исследованиях обычно требует стробирования электрокардиограммы, особенно когда проводятся точные измерения размеров сосудов.

РИСУНОК 2-41. Обычно используемый трехмерный преобразователь в сборе. В такой конструкции плоскость изображения перемещается за счет механического перемещения внутри корпуса преобразователя датчика с криволинейной решеткой.

Постепенно достигается прогресс в разработке полных массивов двумерных ультразвуковых преобразователей. ²¹ Они позволяют получать наборы объемных данных без необходимости механических манипуляций внутри корпуса преобразователя или перемещения зонда оператором. Одна из таких систем достаточно быстра, чтобы обеспечить живые изображения сердца взрослого человека. Двумерные массивы требуют большого количества каналов для управления отдельными элементами. Например, типичный одномерный массив высокого качества работает с числом каналов 128 и более элементов. Если бы нужно было повторить одну и ту же плотность каналов в двух измерениях, это потребовало бы более 10 000 каналов, что в настоящее время является непомерно высоким, учитывая статус миниатюризации схем и другие факторы. Таким образом, обычная стратегия — обойтись меньшим количеством элементов. Например, система Duke использует случайно расположенные элементы.

Существуют различные способы отображения объемных данных во время сбора данных и для анализа. Предпочтительные методы зависят от характера данных и их потенциального использования. Например, в эхокардиологии — одновременное отображение двух ортогональных плоскостей изображения, которые представляют традиционные плоскости сбора данных ультразвукового исследования, а также одной или нескольких реконструированных «С-плоскостей» (плоскостей постоянной глубины), изображающих структуры в плоскости на выбранном расстоянии от датчика. , оказался чрезвычайно полезным. ²¹

Методы объемного сбора и отображения часто поддерживают многоракурсное отображение, как показано на рисунке 2-42 . Изображение в правом нижнем углу представляет весь объем цветовых данных, полученных из почки. В этом представлении подавлены эхо-данные в оттенках серого. Остальные три изображения представляют собой отдельные плоскости изображения. Вверху слева — нормальная плоскость сбора данных, представляющая одну из плоскостей, используемых в качестве входных данных для объема набора данных. Ортогональная реконструированная плоскость представлена ​​на правом верхнем изображении . Хотя это изображение могло быть создано простым поворотом исходной плоскости сканирования на 90 градусов, здесь оно вычисляется на основе набора 3D-данных. Нижнее левое изображение представляет собой еще одну реконструированную плоскость, на этот раз на фиксированной глубине от преобразователя. Одним из очень полезных аспектов этого типа 3D-сканирования является возможность создания новых плоскостей изображения, таких как показанная здесь, которые недоступны при использовании обычных 2D-изображений.

РИСУНОК 2-42. Отображение трехмерной ультразвуковой информации почки. Вверху слева : одна из нескольких плоскостей съемки. Вверху справа : построенная плоскость, ортогональная плоскостям съемки. Внизу слева : реконструированная c-плоскость (постоянная глубина), представляющая фронтальную проекцию. Внизу справа : объемное изображение кровеносных сосудов, полученное с помощью цветной потоковой визуализации.

(С разрешения General Electric.)

Помимо многоракурсных дисплеев, для обработки данных трехмерного ультразвукового исследования оказались полезными различные методы объемной и поверхностной визуализации. Изображение плода на рисунке 2-43 использует пороговую обработку и рендеринг поверхности для отображения вида, аналогичного визуальному изображению структур. Этот метод работает в тех случаях, когда контраст изображения достаточно высок, чтобы поверхность можно было обнаружить автоматизированными методами. Контрастность с цветным изображением потока также очень хорошая, поэтому поверхностные изображения крупных сосудов (см. Рисунок 2-39 ) могут отображать информацию о форме и диаметре просвета, ходе сосуда и взаимосвязи между характеристиками потока в соседних сосудах. Объемные изображения, такие как почка на рисунке 2-42 , также могут быть полезны, особенно если изображение включает в себя информацию о сосудах, отображаемую в цвете. С помощью таких методов можно легко оценить сложные взаимоотношения между сосудами разного диаметра и местоположения.

РИСУНОК 2-43. Поверхностное изображение плода, четко отображающее черты лица и другие анатомические детали.

(С разрешения General Electric.)

Поскольку методы вычислений и обработки изображений становятся более мощными, а скорость процессоров увеличивается, мы можем ожидать, что использование 3D-ультразвука будет расширяться. Огромные объемы данных, необходимые для этих методов, раньше были бременем даже для мощных рабочих станций, но теперь это не так. Более того, вполне вероятно, что возможности обработки данных процессоров завтрашнего дня вряд ли будут поставлены под сомнение современными подходами к получению, обработке изображений и отображению. Будем надеяться, что диагностические возможности ультразвуковых аппаратов также будут продолжать расти, принося пользу большему числу пациентов.

Безопасность оборудования

При ультразвуковом исследовании акустическая энергия должна передаваться в ткани. Возможность того, что энергия может вызвать вредный биологический эффект, широко рассматривалась исследователями биоакустики; его продолжают изучать и по сей день. В настоящее время большинство работников приходят к выводу, что диагностическое ультразвуковое оборудование безопасно и что разумное использование этого метода маловероятно, по крайней мере, при использовании современных сканеров. Официальное заявление Американского института ультразвука в медицине о клинической безопасности диагностического ультразвукового оборудования гласит следующее:

Нет подтвержденных биологических эффектов воздействия современных диагностических ультразвуковых инструментов на пациентов или операторов инструментов. Хотя существует вероятность того, что такие биологические эффекты могут быть выявлены в будущем, текущие данные показывают, что польза для пациентов от разумного использования диагностического ультразвука перевешивает риски, если таковые имеются, которые могут присутствовать. ²²

Читателям следует ознакомиться с более подробными отчетами ²³ о постулируемых механизмах биоэффектов; параметры акустического воздействия, вызывающие беспокойство; отчеты о природе биологических эффектов, особенно при высокой мощности и интенсивности; и акустические выходные данные современных сканеров. ⁴

Ответственность за безопасность медицинского диагностического ультразвукового оборудования ложится на всех, кто участвует в производстве, регулировании и использовании этого оборудования. ²⁴ До недавнего времени производители в США были обязаны соблюдать «ограничения, специфичные для конкретного применения» в отношении интенсивности, пиковых уровней давления и уровней акустической мощности сканеров. Когда планировалось выпустить на рынок новый сканер или новый датчик, Управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов США учитывало данные акустической мощности, предоставленные производителем устройства. Если интенсивность была ниже этих пределов, изделие считалось удовлетворительным с точки зрения акустической мощности.

Большинство производителей оборудования в США и Канаде теперь следуют стандарту маркировки акустической мощности, описанному ранее в этой главе (см. Рисунок 2-2 ). ⁴ Требуется, чтобы производители предоставляли выходные индикаторы на своих сканерах, чтобы информировать пользователей об уровнях, связанных с потенциальными биологическими эффектами. Эти количества позволяют пользователям реализовать принцип ALARA. Хотя регулирующие органы продолжают устанавливать предел в 720 мВт/см ² для усредненной по времени интенсивности и предел в 1,9 для значения MI, вполне возможно, что такие верхние пределы могут быть смягчены в какой-то момент в будущем. Предположительно, это откроет потенциал дальнейших диагностических возможностей медицинского УЗИ. Разумеется, это также возложит большую ответственность за клиническую безопасность на оператора и врача, ответственного за ультразвуковое исследование.

Некоторые люди обеспокоены тем, что снятие ограничений интенсивности для конкретных приложений не будет распознано пользователями ультразвукового оборудования, и они могут использовать сканер с неоправданно высокой выходной мощностью. По мере того, как новые обозначения станут более знакомыми специалистам по УЗИ, вероятность этого будет уменьшаться.