Физика и техника ультразвука
Рис. 1.1
Пьезоэлектрический эффект. Области “чистого” заряда внутри кристалла расширяются или сжимаются при подаче тока на поверхность, создавая механическую волну. Когда возвратная волна ударяется о кристалл, генерируется электрический ток.
Рис. 1.2
Продольные волны создаются расширением и сжатием пьезоэлектрических кристаллов внутри преобразователя. Эти волны создаются при подаче переменного тока на кристаллы, которые создают сжатие и разрежение молекул в организме.
Отраженные механические звуковые волны принимаются преобразователем и преобразуются обратно в электрическую энергию с помощью пьезоэлектрического эффекта. Электрическая энергия интерпретируется с помощью программного обеспечения в ультразвуковом приборе для создания изображения, которое отображается на мониторе.
Это сжатие и разрежение молекул можно представить графически в виде синусоидальной волны (рис. 1.3), которая чередуется положительным и отрицательным отклонением от базовой линии. Длина волны — это расстояние между одним пиком волны и следующим пиком. Цикл — это полный путь волны. Один цикл в секунду известен как 1 Гц (Hertz). Максимальное отклонение волны в положительном или отрицательном направлении от базовой линии — это амплитуда волны. Время, необходимое для одного полного цикла волны, известно как период. Амплитуда волны зависит от акустической мощности, используемой для генерации волны механического сжатия, и среды, через которую она передается.
Рис. 1.3
Синусоидальная волна: при обращении к синусоидальной волне цикл представляет путь волны выше базовой линии, затем ниже базовой линии и обратно к базовой линии
Для большинства режимов ультразвука преобразователь излучает ограниченное количество волновых циклов (обычно от двух до четырех), называемых импульсом. Частота двух-четырех волновых циклов, называемая частотой следования импульсов, обычно составляет менее 2 кГц. После этого преобразователь “замолкает”, ожидая возвращения отраженных волн изнутри тела (рис. 1.4). Преобразователь служит приемником более 99 % времени.
Рис. 1.4
Режим импульсно-волнового ультразвука зависит от испускаемого импульса продолжительностью 2-4 волновых цикла, за которыми следует период “молчания”, поскольку преобразователь ожидает возвращения испускаемого импульса
Частота следования импульсов (PRF) — это количество импульсов, посылаемых в единицу времени. По времени прохождения импульса от передачи до приема можно рассчитать расстояние от преобразователя до объекта, отражающего волну. Это известно как ультразвуковое ранжирование (рис. 1.5). Эта последовательность известна как импульсно-волновой ультразвук.
Рис. 1.5
Демонстрирует диапазон измерения ультразвука. Время, прошедшее от датчика (A) до опухоли мочевого пузыря (B), составляет 0,045 мс. Общее время, необходимое для обратного перемещения к датчику (C), составляет 0,09 мс
Определение дальности ультразвука зависит от предположений о средней скорости ультразвука в тканях человека для определения местоположения отражателей в поле ультразвука. Время, прошедшее от передачи импульса до приема того же импульса преобразователем, позволяет определить местоположение отражателя в поле ультразвука.
Амплитуда отражающих волн определяет яркость пикселя, назначенного отражателю на ультразвуковом изображении. Чем больше амплитуда отражающей волны, тем ярче назначенный пиксель. Таким образом, ультразвуковое устройство создает “изображение”, сначала заставляя преобразователь излучать серию ультразвуковых волн с определенными частотами и интервалами, а затем интерпретируя возвращающиеся эхо-сигналы с учетом продолжительности прохождения и амплитуды. Это “изображение” быстро обновляется на мониторе, создавая впечатление непрерывного движения. Частота обновления кадров обычно составляет 12-30 в секунду. Последовательность событий, изображенная на рис. 1.6, является основой для всех ”сканируемых» режимов ультразвука, включая знакомый ультразвук в серой шкале.
Рис. 1.6
Схематическое изображение последовательности получения изображения ультразвуковым устройством
Частота и длина волны влияют на скорость, с которой звук распространяется через ткань. Скорость звука в ткани постоянна; следовательно, изменение частоты приведет к изменению длины волны и повлияет на глубину проникновения.
Скорость, с которой звуковая волна распространяется через ткань, является произведением ее частоты на длину волны. Скорость звука в данной ткани постоянна. Следовательно, при изменении частоты звуковой волны должна изменяться и длина волны. Средняя скорость звука в тканях человека составляет 1540 м / с. Длина волны и частота изменяются в обратной зависимости. Скорость равна частоте, умноженной на длину волны. При уменьшении частоты с 10 до 1 МГц длина волны увеличивается с 0,15 до 1,5 мм. Это имеет важные последствия для выбора преобразователя в зависимости от показаний для визуализации.
Распространенные взаимодействия ультразвука с тканями человека
Ультразвуковые волны изменяются различными способами при взаимодействии с тканями человека. Могут наблюдаться потеря энергии, изменение направления или частоты. Для достижения максимального качества изображения и правильной интерпретации изображений сонографист должен понимать эти взаимодействия.
Ослабление
Звуковые волны теряют энергию при взаимодействии с тканями и жидкостью в организме [2]. Это взаимодействие называется затуханием. Затухание измеряется в дБ / см / МГц. Чем больше затухание, тем больше энергии теряется при прохождении звуковой волны через ткань. Величина возможного затухания зависит от конкретных тканей. Например, в почках затухание составляет 1,0, а в мышцах — 3,3. Следовательно, звуковые волны будут терять больше энергии при прохождении через мышцы.
Тремя наиболее важными механизмами ослабления являются поглощение, отражение и рассеяние. Поглощение происходит, когда механическая кинетическая энергия звуковой волны преобразуется в тепло внутри ткани. Поглощение зависит от частоты звуковой волны и характеристик ослабляющей ткани. Волны более высокой частоты быстрее ослабляются за счет поглощения, чем волны более низкой частоты.
Поправка на ослабление
Поскольку звуковые волны постепенно ослабевают с увеличением расстояния, визуализировать глубокие структуры в организме (например, почки) становится все труднее. Компенсация потерь акустической энергии за счет ослабления может быть достигнута путем выбора более низкой частоты или увеличения акустической мощности. Настройка параметров усиления для повышения чувствительности преобразователя к отраженным звуковым волнам приведет к более яркому изображению, однако это не увеличит эффективную энергию отраженной ультразвуковой волны.
Рефракция
Преломление возникает, когда звуковая волна сталкивается с поверхностью раздела между двумя тканями с разным импедансом и под любым углом, отличным от 90 °. Когда волна ударяется о поверхность раздела под углом, часть волны отражается, а часть передается в соседнюю ткань. Проходящая волна преломляется, что приводит к потере некоторой информации, поскольку волна не полностью отражается обратно к преобразователю (рис. 1.7).
Рис. 1.7
Когда волна попадает на границу раздела между двумя тканями с разным импедансом, волна обычно частично отражается и частично проходит с преломлением. Часть волны отражается (θR) под углом, равным углу инсонирования (θi), часть волны передается под преломленным углом (θt) во вторую ткань
Также возможны ошибки при регистрации местоположения объекта из-за преломления волны.
Коррекция рефракции
Рефракцию можно свести к минимуму, изменив угол интонации, чтобы сделать его как можно ближе к 90 °.
Отражение
Отражение, которое возникает, когда звуковая волна ударяется о объект с большой плоской поверхностью, называется зеркальным отражением. Зеркальное отражение может возникать, например, когда звуковые волны ударяются о стенку мочевого пузыря во время ультразвукового исследования органов малого таза.
Диффузное отражение возникает, когда объект маленький или неправильной формы, что приводит к картине рассеяния или ”эффекту спекла». Этот тип отражения часто можно увидеть при ультразвуковом исследовании матки или яичек (рис. 1.8).
Рис. 1.8
На этом поперечном изображении мочевого пузыря прямая мышца живота (A) является диффузным отражателем. Обратите внимание на выпуклую или мелкозернистую природу мышцы. Стенка мочевого пузыря (B) служит зеркальным отражателем. Зеркальный отражатель отражает звуковые волны под углом, равным углу падения, не создавая интерференционной картины, вызванной рассеянием
Поправка на отражение
Важно распознавать отражение как нормальное явление при ультразвуковом исследовании, в отличие от патологического отклонения ткани. Это физическое свойство ультразвуковых волн, и нет настроек аппарата для коррекции отражения. Когда отражение препятствует интерпретации некоторой части поля ультразвука, это можно смягчить, изменив угол интонации.
Импеданс
Импеданс возникает, когда определенное количество энергии отражается на границе раздела тканей различной плотности. Количество отраженной энергии увеличивается, когда разница между тканями больше. Например, разница в импедансе между почкой (1,63) и печенью (1,64) очень мала, поэтому трудно провести различие между этими двумя органами, если только вокруг почки нет слоя жира, коэффициент импеданса которого ниже 1,38 (таблица 1.1).
Таблица 1.1
Импеданс ткани
Ткань | Плотность (кг/м3) | Импеданс |
|---|---|---|
Воздух и другие газы | 1.2 | 0.0004 |
Жировая ткань | 952 | 1.38 |
Вода и другие прозрачные жидкости | 1,000 | 1.48 |
Почка (среднее значение мягких тканей) | 1,060 | 1.63 |
Печень | 1,060 | 1.64 |
Мышцы | 1,080 | 1.70 |
Кости и другие кальцинированные объекты | 1,912 | 7.8 |
Адаптировано из диагностического ультразвука, 3-е изд., том 1
Импеданс (Z) представляет собой произведение плотности ткани (p) на скорость движения этой ткани (c). Импеданс определяется по формуле: Z (Рэлея) = p(кг/м3) × c(м/с)
Жир имеет достаточную разницу в импедансе как почек, так и печени, так что границы двух органов можно различить благодаря наличию промежуточного жира (рис. 1.9).
Рис. 1.9
Изображение (a) демонстрирует, что, когда почка и печень находятся непосредственно рядом друг с другом, трудно оценить границу между капсулами почки и печени (стрелка). Изображение (b) демонстрирует, что при наложении жира, который имеет значительно более низкое сопротивление (стрелка), гораздо легче оценить границу между капсулой печени и жиром
Если разница импедансов между тканями очень высока, может произойти полное отражение звуковых волн, что приводит к акустическому затенению (рис. 1.10).
Рис. 1.10
В мочевом пузыре отражение звуковых волн является результатом большой разницы в импедансе мочи и конкрементов мочевого пузыря (тонкая стрелка). Акустическое затенение возникает в результате почти полного отражения звуковых волн (область между толстыми стрелками)
Поправка на Импеданс
Нет настроек аппарата для коррекции импеданса. Может оказаться полезным визуализировать пациента под разными углами, чтобы избежать интерфейса с большой разницей импедансов. В случае пациента с камнями в мочевом пузыре физический поворот пациента приведет к перемещению камней, подтвердит наличие подвижных камней и позволит визуализировать различные части мочевого пузыря.
Распространенные артефакты
Звуковые волны излучаются ультразвуковым преобразователем с известной амплитудой, направлением и частотой. Однако взаимодействие с тканями организма приводит к изменению этих параметров. Из-за физических свойств ультразвука и предположения программных алгоритмов в ультразвуковом аппарате, что возвращающиеся звуковые волны претерпели изменения в соответствии с ожидаемыми физическими принципами, такими как ослабление с расстоянием, иногда получаются изображения, которые неточно отражают основную анатомию. Они известны как артефакты. Знание наиболее распространенных артефактов при ультразвуковом исследовании и способов их устранения важно при выполнении и интерпретации ультразвука
Повышенная пропускаемость
Когда звуковые волны проходят через ткань, которая имеет меньшее затухание, чем окружающие ткани, это приводит к “усиленному сквозному пропусканию”. Например, область дистальнее заполненного жидкостью мочевого пузыря будет казаться ярче, чем окружающая гистологически идентичная ткань. Эта гиперэхогенность может скрывать структуры в зоне повышенного сквозного пропускания (рис. 1.11).
Рис. 1.11
(a) Заполненный жидкостью мочевой пузырь приводит к образованию области пониженного ослабления, что приводит к появлению гиперэхогенности в ткани кзади от мочевого пузыря (скобка). (b) Этот дефект, называемый “увеличенной сквозной передачей” (скобка), может быть исправлен путем уменьшения кривой TGC в этой области (стрелка)
Поправка на повышенную пропускаемость
Этот артефакт можно преодолеть, изменив угол интонации или отрегулировав компенсацию временного усиления (TGC) (рис. 1.11b). Уменьшение уровня усиления в области, расположенной дистальнее мочевого пузыря, приведет к уменьшению яркости. Относительная эхогенность тканей, которые, как известно, структурно или гистологически идентичны, должна быть одинаковой от верхней части изображения до нижней.
Акустическое затенение
При значительном ослаблении звуковых волн может возникать акустическое затенение. Это может происходить на границе раздела тканей с разным импедансом и приводить к безэховой или гиперэхогенной тени. Информация об области, расположенной дистальнее интерфейса, будет потеряна или уменьшена.
Коррекция акустического затенения
Проблемы с акустическим затенением наиболее эффективно преодолеваются изменением угла интонации или изменением положения органа-мишени. Это можно сделать, повернув пациента (например, повернув пациента на бок, чтобы получить доступ к почке сбоку от кишечника) или сдавив брюшную полость зондом, чтобы отвести газы из кишечника. При сканировании органов малого таза под ягодицу можно подложить валик, чтобы улучшить угол обзора предстательной железы кзади от лобковой кости (рис. 1.12).
Рис. 1.12
(a) На этом сагиттальном трансабдоминальном изображении мочевого пузыря и предстательной железы имеется тень дистальнее лобка, скрывающая верхушку предстательной железы (стрелка). (b) На этом изображении под ягодицы пациентки подложен валик (стрелка) для приподнимания таза, что позволяет наклонить зонд, тем самым показывая большую часть верхушки предстательной железы
Артефакт с окантовкой
Артефакт окантовки возникает, когда ультразвуковая волна ударяется о изогнутую поверхность. Звуковая волна преломляется под критическим углом инсонирования, что приводит к появлению тени и потере информации дистальнее интерфейса (рис. 1.13).
Рис. 1.13
(a) Артефакт окантовки, видимый на этом поперечном изображении предстательной железы, является результатом отсутствия отражения звуковой волны от изогнутой боковой поверхности переходной зоны (толстые стрелки). (b) Дефект окантовки, вызванный закруглением верхнего полюса почки (толстые стрелки)
Исправление артефакта по краям
Дефект окантовки обычно исправляется изменением угла интонации.
Артефакт реверберации
Артефакт реверберации возникает, когда существуют большие различия в импедансе между двумя соседними структурами или поверхностями, что приводит к образованию двух сильных отражающих поверхностей раздела. Звуковая волна отражается между двумя поверхностями раздела. Поскольку звуковая волна последовательно отражается, с каждой реверберацией происходит постоянное затухание. Это приводит к появлению эхо-сигналов, которые расположены на равном расстоянии друг от друга, но постепенно становятся менее интенсивными (рис. 1.14). Этот артефакт также можно увидеть, когда падающая волна ударяется о более мелкие отражающие объекты, такие как газожидкостная смесь в тонком кишечнике. Это приводит к гиперэхогенному отражению дистальнее структуры с постепенным ослаблением звуковой волны (рис. 1.15).
Рис. 1.14
Артефакт реверберации возникает, когда звуковая волна многократно отражается между двумя поверхностями раздела. Результирующая эхо-картина представляет собой набор искусственных гиперэхогенных эхо-сигналов дистальнее структуры с постепенным ослаблением звуковой волны
Рис. 1.15
На этом поперечном изображении семенных пузырьков (A) петля тонкой кишки (B), содержащая газ и жидкость, создает пример артефакта реверберации (стрелки)
Артефактреверберации часто наблюдается кзади от кишечника (который содержит пузырьки воздуха).
Исправление артефакта реверберации
Артефакт реверберации можно устранить, изменив угол интонации. Когда реверберация вызвана газом, сжатие брюшной стенки зондом может помочь вытеснить часть газа.
Режимы ультразвука
Наиболее распространенными режимами ультразвука, используемыми в клинико-урологическом ультразвуковом исследовании, являются гамма серого (ультразвук в режиме B) и допплерография.
Ультразвук в серой шкале
Ультразвуковые изображения в сером масштабе получаются, когда ультразвуковые волны передаются синхронизированным и последовательным образом (импульсная волна). Время прохождения и степень ослабления волны отражаются положением на мониторе, а интенсивность — “яркостью”, соответственно, соответствующего пикселя. Каждое последовательное эхо-излучение отображается в виде вертикальной линии пикселей, расположенных бок о бок, и все изображение обновляется со скоростью 15-40 кадров в секунду. В результате создается иллюзия непрерывного движения или сканирования “в реальном времени”. Интенсивность отраженных звуковых волн может варьироваться в 1012 или 120 дБ [3]. Ультразвуковые устройства обрабатывают и сжимают данные ультразвука внутри компании, чтобы обеспечить их отображение на мониторе. Оценка изображений в серой шкале требует способности распознавать нормальные паттерны эхогенности анатомических структур. Отклонения от этих ожидаемых паттернов эхогенности могут указывать на нарушения анатомии или представлять собой артефакты.
Ультразвуковая допплерография
Режим доплеровского ультразвука зависит от физического принципа сдвига частоты, который возникает, когда звуковая волна ударяет по движущемуся объекту. Частота звуковых волн будет смещаться или изменяться в зависимости от направления и скорости движущегося объекта, на который они падают, а также от угла инсонирования. Это явление позволяет охарактеризовать движение; чаще всего движение крови по сосудам. Определение потока также может быть полезно для определения потока мочи из отверстий мочеточника. При ультразвуковом исследовании органов малого таза, например, демонстрация кровотока с помощью доплера, позволяет отличить расширенный мочеточник от кровеносного сосуда малого таза.
Эффект Доплера
Эффект Доплера — это изменение частоты передаваемой звуковой волны в зависимости от скорости и направления отражающего объекта, на который она попадает. Если отражающий объект неподвижен относительно преобразователя, то частота возврата будет равна частоте передачи. Однако, если объект, генерирующий эхо, движется по направлению к преобразователю, частота возврата будет выше частоты передачи. Если объект, генерирующий эхо-сигнал, удаляется от преобразователя, то отраженная частота будет ниже передаваемой. Это явление известно как сдвиг частоты, или “доплеровский сдвиг” (рис. 1.16).
Рис. 1.16
Эффект Доплера. FT — передаваемая частота. Когда FT ударяется о неподвижный объект, возвращающаяся частота FR равна FT (a). Когда FT ударяется о движущийся объект, FR “сдвигается” на более высокую (b) или более низкую частоту (c)
Сдвиг частоты передаваемой волны также зависит от угла наклона преобразователя относительно движущегося объекта. Максимальный доплеровский сдвиг частоты возникает, когда преобразователь ориентирован непосредственно на ось движения облучаемого объекта. То есть, когда преобразователь ориентирован параллельно (угол θ = 0°) направлению движения, сдвиг максимален. И наоборот, когда поверхность датчика ориентирована перпендикулярно направлению движения (угол θ = 90°), смещение доплеровской частоты не будет обнаружено независимо от передаваемой частоты (рис. 1.17).
Рис. 1.17
Максимальные сдвиги частоты обнаруживаются, когда ось преобразователя параллельна направлению движения под углом θ = 0° (A). Сдвиг частоты не обнаруживается, когда ось преобразователя перпендикулярна направлению движения под углом θ = 90 ° (B)
Точное представление скорости потока зависит от угла (θ) между датчиком и осью движения облучаемого объекта (рис. 1.18). Угол должен быть меньше или равен 60°, чтобы свести к минимуму ошибку при расчете сдвига частоты.
Рис. 1.18
Угол инсонирования. Расчетная скорость объекта с использованием доплеровского сдвига зависит от угла датчика (θ). Если ось преобразователя перпендикулярна направлению потока (90o), то знак θ равен 0 (A). На основе этой формулы для доплеровского сдвига (ΔF) обнаруженное изменение частоты будет равно 0 (Адаптировано из рентгенографии. 1991;11:109–119)
Цветная допплерография
Цветная допплерография позволяет оценить скорость и направление движущегося объекта. К направлению может быть применена цветная карта. Наиболее распространенная цветовая карта использует синий для обозначения движения от датчика и красный для обозначения движения к датчику (рис. 1.19).
Рис. 1.19
На этом изображении лучевой артерии кровь течет по изогнутому сосуду от A до C. (изображение на вставке обозначено стрелкой) Поток к датчику (A) показан красным цветом. Поток в середине сосуда (B) перпендикулярен оси датчика и не вызывает доплеровского сдвига, таким образом, цвет не присваивается, даже если скорость и интенсивность потока в сосуде одинаковы. Поток, отходящий от преобразователя (C), показан синим цветом
Скорость движения определяется интенсивностью цвета. Чем больше скорость движения, тем ярче отображается цвет. Цветная допплерография может использоваться для характеристики кровотока в почках, яичках, половом члене и предстательной железе. При визуализации органов малого таза цветная допплерография может быть полезна для обнаружения “струй” мочи, выходящих из отверстий мочеточников (рис. 1.20).
Рис. 1.20
Струи мочеточника (стрелки) на этих цветных доплеровских изображениях кажутся красными или оранжевыми, поскольку моча течет к датчику
Точное представление характеристик потока требует внимания к ориентации датчика относительно движущегося объекта. Следовательно, в большинстве клинических случаев угол между датчиком и направлением движения должен быть меньше или равен 60° (рис. 1.21).
Рис. 1.21
Угол наклона датчика должен составлять ≤ 60 ° относительно оси движения жидкости, чтобы обеспечить более точный расчет скорости потока
Когда манипуляциями с датчиком невозможно достичь угла 60° или меньше, луч можно “направлять” электронным способом, чтобы помочь создать желаемый угол θ (рис. 1.22).
Рис. 1.22
Управление лучом. На изображении (a) угол инсонирования составляет 75 ° (желтый кружок) относительно сосуда, что неблагоприятно для точных расчетов скорости. Это связано с тем, что ось преобразователя перпендикулярна сосуду. Угол луча обозначен зеленой линией. На изображении (b) луч был “направлен” под углом 55 ° (желтый кружок) без изменения физического положения преобразователя. Обратите внимание на угол луча (зеленая линия). Расчет результирующей скорости более точен при 55 °
Силовая допплерография
Силовая доплеровская ультрасонография — это режим, который присваивает цветовой карте амплитуду волн, связанных с заданным сдвигом частоты. Это не позволяет оценить скорость или направление потока, но на него меньше влияют волны обратного рассеяния. Таким образом, силовой допплер в меньшей степени зависит от угла, чем цветной, и более чувствителен для обнаружения потока [4].
Когда звуковая волна попадает на объект внутри тела, звуковая волна изменяется различными способами, включая изменения частоты и амплитуды (рис. 1.23).
Рис. 1.23
Обратное рассеяние определяется как комбинация изменений частоты и амплитуды, которые происходят в отраженной звуковой волне основной частоты
В то время как цветовой допплер присваивает изменения частоты цветовой карте, энергетический допплер присваивает изменения интегральной амплитуды (или мощности) цветовой карте. Можно присвоить низкоуровневой информации обратного рассеяния цвет, который не бросается в глаза на цветовой карте, тем самым обеспечивая повышенное усиление без помех от этой информации обратного рассеяния (рис. 1.24). Силовой допплер может быть более чувствительным, чем цветной допплер, для обнаружения уменьшения кровотока [4].
Рис. 1.24
(a) Для энергетического доплера интенсивность цвета связана с изменениями амплитуды (мощности), а не с изменениями частоты. (b) На этом изображении яичек продемонстрирован энергетический доплеровский кровоток. Обратите внимание, что изображенные цветные карты (зеленые стрелки) не имеют масштаба, поскольку количественное измерение скорости не отображается с помощью стандартного энергетического доплера
Интегральная амплитуда (мощность) доплеровского сигнала определяется яркостью цвета. Поскольку положительному и отрицательному частотным сдвигам не присвоен уникальный соответствующий цвет на цветовой карте в стандартном силовом допплере, направление и скорость потока не указаны. Силовая допплерография может быть полезна при исследовании тканей с относительно низким кровотоком (например, предстательной железы, семенников и яичников).
Цветной допплер со спектральным дисплеем
Цветной допплер со спектральным отображением — это режим, который позволяет одновременно отображать цветное допплеровское изображение, нанесенное на изображение в серой шкале, и представление потока в виде волны в дискретной области опроса. Этот режим обычно используется для оценки структуры и скорости кровотока в почках и яичках (рис. 1.25).
Рис. 1.25
В этом примере (вставка обозначена стрелкой) лучевая артерия показана в режиме ультразвука в серой шкале в реальном времени с цветным доплеровским наложением. Блок для опроса или затвор (A) располагается над исследуемым сосудом. Затвор должен располагаться и иметь размер, чтобы закрывать примерно 75% просвета сосуда. Угол интонации указывается путем обозначения ориентации сосуда курсором (B). Скорость потока внутри сосуда отображается количественно на спектральном дисплее (C).
Спектральная форма волны предоставляет информацию о периферическом сосудистом сопротивлении в тканях. Наиболее часто используемым показателем этих скоростей является индекс резистивности (рис. 1.26).
Рис. 1.26
Индекс резистивности (RI) представляет собой максимальную систолическую скорость (A) минус конечная диастолическая скорость (B) сверх максимальной систолической скорости (A)
Индекс резистивности может быть полезен при характеристике ряда клинических состояний, включая стеноз почечной артерии и обструкцию мочеточника. Поскольку скорость представлена на оси масштабирования, необходимо установить соответствующие пределы масштабирования и отрегулировать частоту следования импульсов, чтобы предотвратить появление артефактов. Следовательно, необходимо знать ожидаемую скорость в сосудах, соответствующую урологической практике (таблица 1.2). Клиническое использование индекса резистивности описано в последующих главах.
Таблица 1.2
Ожидаемая скорость в урологических сосудах
Сосуд | Скорость |
|---|---|
Артерия полового члена | >35 см / с (после приема вазодилататоров) [5] |
Почечная артерия | <100 см / с [6] |
Капсулярная артерия мошонки | 5-14 см / с [7] |
Измеряемая скорость будет зависеть от различных физиологических условий и анатомических вариантов
Гармоническое сканирование
При гармоническом сканировании используются аберрации, связанные с нелинейным распространением звуковых волн внутри ткани. Эти асимметрично распространяющиеся волны генерируют меньше гармоник, но те, которые генерируются, имеют большую амплитуду (рис. 1.27).
Рис. 1.27
Нелинейное распространение звуковых волн в тканях приводит к меньшему количеству, но более энергичных гармоник, которые могут быть избирательно оценены в возвращающемся эхо-сигнале
Поскольку эти гармоники в меньшей степени подвержены рассеянию, связанному с падающей волной, с сигналом связано меньше шума. Выборочное отображение гармонических частот, которые вырабатываются внутри организма и отражаются на преобразователь, позволяет получить изображение с меньшим количеством искажений. Гармоническая визуализация часто является полезным инструментом для улучшения качества изображения у пациентов с ожирением.
Пространственное компаундирование
Пространственное компаундирование — это режим сканирования, при котором направление звука последовательно изменяется электронным способом для получения составного изображения. Этот метод уменьшает количество артефактов и шума, обеспечивая повышенную четкость сканирования [8] (рис. 1.28).
Рис. 1.28
Обычное сканирование (A) создает изображение на основе эхо-сигналов, передаваемых и принимаемых под одним углом. Пространственное комбинирование (B) приводит к составному изображению за счет объединения данных с нескольких углов сканирования, полученных с помощью автоматического управления лучом. Результирующее изображение получается более подробным с меньшим количеством артефактов.
Артефакты, связанные с допплерографией
Мерцающий артефакт
Артефакт мерцания возникает, когда звуковая волна сталкивается с поверхностью раздела, которая отражает и рассеивает звуковую волну. Недавние исследования показали, что артефакт мерцания с большей вероятностью создается отражающим объектом с неровной поверхностью [9]. В режиме доплера мощности и цвета эта картина отражения создает видимость движения дистальнее этой границы раздела. Результирующий доплеровский сигнал отображается в виде остаточной акустической картины различной интенсивности и направления, известной как артефакт мерцания. Хотя этот артефакт может наблюдаться при различных клинических обстоятельствах, чаще всего он помогает клинически оценить гиперэхогенные объекты в почке. Камни часто демонстрируют мерцающий артефакт, в то время как дугообразные сосуды и другие гиперэхогенные структуры в почке обычно этого не делают. Кальцификации почечной артерии и кальцификации внутри опухолей и кист также могут вызывать артефакт мерцания, хотя и менее последовательно, чем камни [10]. Амилацеа в предстательной железе при трансректальном ультразвуковом исследовании может вызывать артефакт мерцания (рис. 1.29).
Рис. 1.29
Артефакт мерцания. Эффект, возникающий при взаимодействии звуковых волн на границе раздела с высокой разницей импедансов, который создает артефакт, предполагающий турбулентное движение (стрелка). На этом поперечном трансректальном ультразвуковом изображении предстательной железы артефакт мерцания создается амилацеей (тонкие стрелки).
Наложение псевдонимов
Сглаживание — это артефакт, который возникает, когда ультразвуковой запрос (определяемый частотой следования импульсов) события происходит с частотой, которая недостаточна для точного представления события. Когда опрос проводится с нечастыми интервалами, изображаются только части фактического события. Сглаживание происходит, когда частота опроса менее чем в два раза превышает сдвинутую доплеровскую частоту (рис. 1.30).
Рис. 1.30
Наложение псевдонимов. На этом рисунке, где синусоидальная волна обозначает событие в реальном времени, а вертикальные стрелки обозначают частоту опроса, мы видим, что частый опрос дает точное представление о событии (a). Точное изображение ультразвукового события должно соответствовать условию: fs ≥ 2b, где fs — частота дискретизации, а 2b — самая высокая частота в событии. Это известно как предел Найквиста. (b) Когда частота опроса недостаточна, проникновение события является неточным (диаграмма адаптирована из диагностического ультразвука, 3-е изд., рис. 1-40, стр. 33)
Нормальный ламинарный однонаправленный кровоток изображается в виде одного цвета на цветном допплере. В этом случае спектральный допплер показывает полную форму волны (рис. 1.31). Во время цветного допплеровского сканирования сглаживание чаще всего проявляется как кажущаяся турбулентность и изменение направления кровотока в сосуде. Во время спектрального доплеровского сканирования явление сглаживания проявляется как усечение пика систолической скорости с проекцией пика ниже базовой линии (рис. 1.32).
Рис. 1.31
Спектральный допплер. (a) На этом цветном допплеровском изображении со спектральным анализом кровотока кровоток выглядит однонаправленным при цветовом отображении. (b) Форма волны точно отображается при спектральном анализе
Рис. 1.32
В этом цветном доплеровском ультразвуковом исследовании со спектральным потоком сглаживание демонстрируется видимыми изменениями скорости и направления на цветовой карте, присвоенной сосуду на панели (a), обозначенной стрелкой. Сглаживание спектральной формы волны рассматривается как усечение пиковой систолической скорости на панели (b), как указано стрелкой, с проекцией пика ниже базовой линии на панели (c), как указано стрелкой
Этот артефакт можно преодолеть, уменьшив частоту падающей звуковой волны, увеличив угол инсонирования (θ) или увеличив частоту следования импульсов (PRF).