Физика ультразвука 2

Системы визуализации, использующие ультразвук, получили широкое распространение в качестве устройств для оказания медицинской помощи на месте (PoC) во многих клинических областях за последние 10 лет. Успех ультразвука в этих целях объясняется несколькими характеристиками, в том числе низкой стоимостью и портативностью ультразвуковых устройств, неионизирующей природой ультразвуковых волн и способностью создавать изображения акустических свойств тканей и тканевых структур в организме в режиме реального времени для оказания своевременной помощи пациенту, а также многими положительными качествами. Понимание основ физики ультразвука, в дополнение к практическому обучению, практика и накопление опыта имеют большое значение для его эффективного и безопасного использования. В этой главе описываются характеристики, свойства и получение ультразвука; взаимодействие с тканями, получение, обработка и отображение ультразвукового изображения; инструментарий; достижимые измерения, включая скорость кровотока; и вопросы безопасности.

Характеристики звука

Звук — это механическая энергия, которая распространяется в сплошной эластичной среде за счет сжатия (высокого давления) и разрежения (низкого давления) составляющих ее частиц. Сжатие вызвано механической внутренней деформацией под действием внешней силы, такой как расширяющийся и сжимающийся кристалл преобразователя, состоящий из множества элементов, контактирующих со средой. Во время расширения поверхности преобразователя происходит увеличение локального давления при контакте. За этим следует сжатие кристалла, вызывающее снижение давления. Механическая энергия, передаваемая поверхности, передается соседним частицам среды, которые распространяются в среде со скоростью звука. Непрерывное расширение и сжатие поверхности кристалла внешним источником энергии вводит энергию в среду в виде серии сжатий и разрежений, распространяющихся в виде волнового фронта в направлении распространения, известного как продольная волна, как показано на рис. 1.1 .

Рис. 1.1

Механическая энергия генерируется расширяющимся и сжимающимся кристаллом, находящимся в контакте со средой, создавая колебания высокого давления (сжатие) и низкого давления (разрежение) составляющих частиц, которые передают энергию соседним частицам в виде продольной волны.

Длина волны, частота, скорость

Длина волны ( λ ) — это расстояние между любыми двумя повторяющимися точками волны (цикл), обычно измеряемое в миллиметрах (мм). Частота ( f) — это количество повторений волны в секунду (с), также определяемое в герцах (Гц), где 1 Гц = 1 цикл / с. Частота определяет категорию звука: менее 15 Гц — это инфразвук, от 15 Гц до 20 000 Гц (20 кГц) — слышимый звук, а выше 20 кГц — ультразвук. В медицинском ультразвуковом исследовании обычно используются частоты в диапазоне миллионов циклов / с мегагерц (МГц), от 1 до 15 МГц, а в некоторых специализированных ультразвуковых приложениях частота превышает 50 МГц. Период представляет собой продолжительность одного волнового цикла и равен 1 / f . Скорость звука, c, — это расстояние, проходимое средой за единицу времени, и равно длине волны (расстоянию), деленной на период (время). Поскольку частота обратно пропорциональна периоду, произведение длины волны на частоту равно скорости звука, c = λ f. Скорость звука существенно различается для разных материалов в зависимости от характеристик сжимаемости, жесткости и плотности среды. Например, воздух обладает высокой сжимаемостью и низкой плотностью при относительно низкой скорости звука; кость жесткая и плотная при относительно очень высокой скорости звука; а мягкие ткани обладают характеристиками сжимаемости и плотности с промежуточными скоростями, как указано в Таблице 1.1 . Важны средние скорости для ”мягких тканей» (1540 м/с), жировой ткани (1450 м /с) и воздуха (330 м/с). Чтобы связать время с глубинными взаимодействиями у пациента, медицинские ультразвуковые устройства предполагают скорость звука 1540 м / с, несмотря на небольшие различия в фактической скорости для различных тканей, с которыми они сталкиваются. Изменения скорости звука могут влиять на то, как ультразвук проходит через ткани, и могут приводить к неожиданным артефактам (см. Главу 2 об артефактах скорости и рефракции). Произведение плотности и скорости звука известно как акустический импеданс . Эта характеристика тканей присуща генерации ультразвукового эхо-сигнала, который возвращается к преобразователю для создания ультразвукового изображения. Более подробно о взаимодействии ультразвука рассказывается в следующем разделе.

ТАБЛИЦА 1.1

Плотность, скорость звука и акустический импеданс тканей и материалов, имеющих отношение к медицинскому ультразвуку

Материал	Плотность (кг/м 3 )	c (м/с)	Z (rayls) *
Воздух	1.2	330	3.96 × 10 2
Легкие	300	600	1.80 × 10 3
Жирные	924	1450	1.34 × 10 6
Вода	1000	1480	1.48 × 10 6
“Мягкие ткани”	1050	1540	1.62 × 10 6
Почка	1041	1565	1.63 × 10 6
Кровь	1058	1560	1.65 × 10 6
Печень	1061	1555	1.65 × 10 6
Мышцы	1068	1600	1.71 × 10 6
Кости черепа	1912	4080	7.8 × 10 6
PZT	7500	4000	3.0 × 10 7

* Акустический импеданс представляет собой произведение плотности и скорости звука. Rayl — это именованная единица измерения, базовые единицы которой составляют кг / м ² / с. Акустический импеданс напрямую связан с характеристиками распространения ультразвука в данной среде и между средами.

В однородной среде частота ультразвука и скорость звука постоянны. При выборе более высокой частоты ультразвука длина волны становится короче, обеспечивая лучшую детализацию и пространственное разрешение вдоль направления распространения. Например, в мягких тканях со скоростью 1540 м/с частота 5 МГц имеет длину волны в ткани λ = c /f; 1540 м/с ÷ 5 000 000/с = 0,00031 м = 0,31 мм. Частота 10 МГц имеет длину волны = 0,15 мм ( рис. 1.2 ). Хотя более высокие частоты обеспечивают лучшее разрешение, они также легче ослабляются, а глубина проникновения может быть недостаточной для определенных исследований, таких как исследование сердца и брюшной полости.

Рис. 1.2

Длина волны и частота обратно пропорциональны и определяются скоростью звука в среде. Для мягких тканей со средней скоростью 1540 м / с длина волны рассчитывается напрямую как скорость звука, деленная на частоту в циклах / с. Поскольку частота остается постоянной в различных средах, длина волны должна меняться. Показана длина волны для частоты 5 МГц в fat (красная линия) при скорости звука 1450 м /с.

Интенсивность

Количество энергии ультразвука, передаваемой среде, зависит от изменений амплитуды давления, генерируемых степенью расширения и сжатия преобразователя, которые регулируются коэффициентом усиления, применяемым к преобразователю. Мощность — это количество энергии, вводимой в среду в единицу времени, измеряемое в милливаттах (МВт). Интенсивность — это концентрация мощности на единицу площади в ультразвуковом луче, обычно выражаемая в МВт / см ² . Сигналы, используемые для создания изображений, являются результатом взаимодействия ультразвука с тканями и отраженной интенсивности производимого эхо-сигнала. Абсолютная интенсивность зависит от метода получения ультразвука и может приводить к нагреванию или механическому разрушению тканей, как описано далее в этой главе.

Взаимодействие ультразвука с тканями

Взаимодействие ультразвука в основном основано на акустическом сопротивлении тканей и приводит к отражению, преломлению, рассеянию и поглощению энергии ультразвука.

Акустический импеданс

Акустический импеданс, Z, является мерой жесткости и гибкости тканей, равной произведению плотности и скорости звука: Z = ρ c , где — плотность в кг/м ³, а c — скорость звука в м/с, с объединенными единицами, получившими название rayl, где 1 rayl равен 1 кг/(м ² с). Воздух, мягкие ткани и кость представляют типичные низкие, средние и высокие диапазоны значений акустического импеданса, встречающиеся у пациента, как указано в таблице 1.1 . Эффективность передачи звуковой энергии от одной ткани к другой в значительной степени основана на различиях в акустическом импедансе — если импедансы одинаковы, большая часть падающей интенсивности на границе раздела будет передана, а если импедансы сильно отличаются, большая часть будет отражена. В большинстве мягких тканей эти различия обычно невелики, что позволяет ультразвуку проникать на большие глубины в организме пациента.

Отражение

Отражение возникает, когда луч проходит перпендикулярно (под нормальным углом падения или под углом 90 градусов) границе между двумя тканями, имеющими разный акустический импеданс ( рис. 1.3А ). Доля интенсивности падающего излучения, I _i отраженная обратно к преобразователю (I _r ), представляет собой коэффициент отражения интенсивности, R _I , рассчитанный как

<Роль ДИАПАЗОНА=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-1-Кадр class=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’RI=IrIi=(Z2-Z1Z2+Z1)2′>RI=(?2−?1?2+?1 )2RI=IrIi=(Z2-Z1Z2+Z1)2 RI=IrIi=(Z2-Z1Z2+Z1)2

Рис. 1.3

Граница, разделяющая две ткани с разными акустическими импедансами, демонстрирует (А) перпендикулярное (нормальное) падение ультразвуковой волны с отражением эхо-сигнала обратно к источнику (преобразователю) и передачей на большие глубины по прямой линии и (Б) падение волны под неперпендикулярным углом, при этом угол падения измеряется относительно нормального падения, а отраженное эхо-сигнал — под углом, противоположным, но равным углу падения. Проходящая ультразвуковая волна преломляется, если скорость звука в двух тканях различна, при этом угол преломления также привязан к нормальному направлению. Угол преломления зависит от относительной разницы скоростей и изменения длины волны на границе.

Нижние индексы 1 и 2 обозначают ткани, расположенные проксимальнее и дистальнее границы. Коэффициент передачи интенсивности, T _I , определяется как доля падающей интенсивности, которая передается через границу раздела, равная T _I = 1 – R _I . Для интерфейса жир–мышца коэффициенты отражения интенсивности и пропускания рассчитываются как

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-2-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’RI,(Fat→Muscle)=IrIi=(1.71−1.341.71+1.34)2=0.015;TI,(Fat→Muscle)=1−RI,(Fat→Muscle)=0.985′> RI,(Жир→Мышцы)=I→Мышцы)=1−RI ,(Жир→Мышцы)=0,985RI, (Жир→ Мышцы)=IrIi=(1.71−1.341.71+1.34)2=0.015;TI, (Жир → Мышца) = 1−RI, (Жир → Мышца) = 0,985 RI, (Жир → Мышца) = IrIi=(1.71−1.341.71+1.34)2=0.015;TI, (Жир → Мышца) = 1−RI, (Жир → Мышца) = 0,985

Большая часть интенсивности ультразвука передается на границах тканей, которые имеют одинаковый акустический импеданс. Для тканей с большими различиями в акустическом импедансе, таких как границы воздух-ткань или ткань-кость, отражается большая часть интенсивности, без дальнейшего распространения ультразвукового импульса. На границе раздела мышцы и воздух отражается почти 100% интенсивности падающего излучения, что делает анатомию ненаблюдаемой за пределами заполненной воздухом полости. Акустический соединительный гель, помещаемый между датчиком и кожей пациента, является важной частью стандартной процедуры ультразвуковой визуализации для обеспечения хорошего соединения датчика и устранения воздушных карманов, которые могли бы отражать ультразвук. Для получения изображения за пределами структур легкого необходимо избегать ребер и наличия ”тканевого канала» для распространения импульса. Когда ультразвуковой импульс падает на границу ткани под углом, отличным от 90 градусов (нормальное падение), отраженное ультразвуковое эхо направлено в сторону от преобразователя и не генерирует сигнал.

Рефракция

Рефракция — это изменение направления передаваемого ультразвукового импульса, когда падающий импульс не перпендикулярен границе ткани и скорости звука в двух тканях различны. Частота не меняется, но длина волны ультразвука изменяется на границе из-за изменения скорости, что приводит к перенаправлению передаваемого импульса, как показано на рис. 1.3Б . Угол перенаправления зависит от изменения длины волны; преломления не происходит, когда скорость звука одинакова в двух тканях или при перпендикулярном падении. Поскольку предполагается прямолинейное распространение ультразвукового импульса, при возникновении рефракции может произойти неправильное расположение анатомических элементов. См. Главу 2 об ультразвуковых артефактах для дальнейшего обсуждения и проявления этого типа артефактов.

Рассеяние

Рассеяние возникает из-за объектов и интерфейсов внутри ткани, размер которых примерно равен длине волны ультразвука или меньше. На низких частотах (1-5 МГц) длины волн относительно велики, и границы тканей кажутся гладкими или зеркальными. Зеркальный отражатель представляет собой гладкую границу между двумя средами. На более высоких частотах (5-15 МГц) длины волн меньше, а границы становятся менее плавными, вызывая отражение эха во многих направлениях. Неспецифический отражатель представляет собой границу, которая представляет множество различных углов для ультразвукового луча, а возвращающиеся эхо-сигналы имеют значительно меньшую интенсивность ( рис. 1.4 ). Многие органы можно идентифицировать по определенной “сигнатуре”, вызванной внутренними структурами, которые вызывают изменения интенсивности обратного рассеяния. Различия в амплитуде рассеяния от одной области ткани к другой приводят к соответствующим изменениям яркости на ультразвуковом дисплее. В общем, амплитуда эхо-сигнала от ткани или материала зависит от количества рассеивателей на единицу объема, разницы акустических импедансов на границах раздела, размеров рассеивателей и частоты ультразвука. Ткани с более высокой амплитудой рассеяния называются гиперэхогенные, и ткани с меньшей амплитудой рассеяния называются гипоэхогенными по отношению к среднему фоновому сигналу. Рассеянные эхо-сигналы более распространены по сравнению с зеркальными эхо-сигналами при использовании более высоких ультразвуковых частот.

Рис. 1.4

Границы зеркального и неспецифического отражения в основном зависят от длины волны ультразвукового луча и, следовательно, от частоты. Работа на более высоких частотах генерирует волны более короткой длины, которые примерно того же размера, что и граничные вариации, что приводит к неспецифическим взаимодействиям и характеру диффузного отражения.

Поглощение и затухание

Затухание — это потеря интенсивности с увеличением пройденного расстояния, вызванная рассеянием и поглощением падающего луча. Рассеяние сильно зависит от увеличения частоты ультразвука. Поглощение происходит за счет передачи энергии тканям, что приводит к нагреву или механическому разрушению структуры ткани. Комбинированные эффекты рассеяния и поглощения приводят к экспоненциальному ослаблению интенсивности ультразвука с увеличением пройденного расстояния как функции увеличения частоты. При выражении в децибелах (дБ), логарифмической мере интенсивности, ослабление в дБ / см линейно увеличивается с увеличением частоты ультразвука. Приблизительное эмпирическое правило для среднего ослабления ультразвука в мягких тканях составляет 0,5 дБ / см, умноженное на частоту в МГц. По сравнению с лучом с частотой 1 МГц, у луча с частотой 2 МГц будет примерно вдвое большее затухание, у луча с частотой 5 МГц будет в пять раз больше затухания, а у луча с частотой 10 МГц будет в десять раз больше затухания на единицу пройденного расстояния. Следовательно, высокочастотные ультразвуковые лучи имеют быстро уменьшающуюся глубину проникновения ( рис. 1.5), поэтому необходимо тщательно выбирать частоту преобразователя в контексте необходимой глубины изображения. Потеря интенсивности ультразвука в децибелах может быть определена эмпирически для различных тканей путем измерения в зависимости от пройденного расстояния в сантиметрах (cm) и представляет собой коэффициент ослабления, μ , выраженный в дБ / см. При заданной частоте ультразвука ткани и жидкости имеют сильно различающиеся коэффициенты ослабления, главным образом из-за различий в структуре и плотности, как указано в таблице 1.2 для ультразвукового луча частотой 1 МГц.

Рис. 1.5

Затухание и относительная интенсивность ультразвука остаются в зависимости от глубины для лучей с частотой 2, 5 и 10 МГц.

ТАБЛИЦА 1.2

Коэффициент ослабления μ (дБ/см-МГц) для тканей ^*

Ткань	μ (1 МГц)
Воздух	1.64
Кровь	0.2
Кость	7–10
Мозг	0.6
Кардиология	0.52
Соединительная ткань	1.57
Жирные	0.48
Печень	0.5
Мышцы	1.09
Сухожилие	4.7
Мягкие ткани (среднее значение)	0.54
Вода	0.0022

* Для работы на более высокой частоте умножьте коэффициент ослабления на частоту в МГц.

Ультразвуковая система

Ультразвуковые системы PoC доступны у многих производителей и поставляются с различными функциями и опциями, которые зависят от возможностей сбора данных, количества датчиков-зондов, долговечности, функциональности программного обеспечения, размера и веса, срока службы аккумулятора для портативных устройств, требований к питанию и других соображений. Хотя все ультразвуковые системы имеют уникальные приборы, программное обеспечение и пользовательские интерфейсы, общие компоненты включают преобразователи, генератор импульсов, формирователь луча, сканирующий преобразователь, процессор, дисплей и пользовательский интерфейс для настройки и управления приборами.

Работа ультразвукового преобразователя и свойства луча

Ультразвук генерируется и регистрируется с помощью матрицы преобразователей, состоящей из сотен керамических элементов с электромеханическими (пьезоэлектрическими) свойствами. В ультразвуковых преобразователях для медицинской визуализации используется синтетическая пьезоэлектрическая керамика, цирконат–титанат свинца (PZT), с кристаллической структурой, которая генерирует поверхностный заряд отрицательной или положительной полярности, когда ее толщина увеличивается под отрицательным давлением или сжимается под положительным давлением из-за внутренней полярности молекулярного кристалла. Поверхностные электроды и провода прикреплены к каждому элементу и мультиплексируются к датчику передачи / приема, который измеряет изменение поверхностного заряда при обнаружении любых изменений толщины. Эти же провода и прикрепленные к ним электроды создают механическое расширение или сжатие при подаче напряжения известной полярности и амплитуды от внешнего источника питания, как показано на рис. 1.6А . Изменяя полярность приложенного напряжения с известной частотой, кристалл расширяется и сжимается, передавая механическую энергию в соседнюю среду с той же частотой. Таким образом, каждый элемент преобразователя функционирует либо в режиме возбуждения для передачи энергии ультразвука, либо в режиме приема для приема энергии ультразвука. На практике подмножество элементов в линейной матрице преобразователей или все элементы в фазированной матрице преобразователей активируются, как показано на рис. 1.6B, для создания ультразвукового луча.

Рис. 1.6

(A) Одноэлементный преобразователь изготовлен из синтетического кристалла цирконата-титаната свинца ( PZT ) с внутренней электрической дипольной молекулярной структурой, которая расширяется и сжимается в зависимости от толщины под действием напряжения, подаваемого на поверхности через прикрепленные электроды. (B) Сгруппированные элементы преобразователя создают поверхность для расширения и сжатия в направлении толщины кристалла преобразователя для подачи механической энергии в ткани, прилегающие к поверхности.

Вибрация поверхности и взаимодействие между отдельными элементами создают коллимированный луч, сходящийся в ближнем поле с минимальным диаметром луча на глубине фокальной зоны и, при дальнейшем перемещении, расходящийся в дальнее поле, как показано на рис. 1.7 . Глубину фокальной зоны можно регулировать, вводя кратковременные временные задержки для отдельных матриц элементов, как описано ниже.

Рис. 1.7

Ультразвуковой луч, возникающий при вибрации поверхности, имеет сходящийся участок, известный как ближнее поле, расходящийся участок, известный как дальнее поле, и фокальную зону с минимальным диаметром луча. В этой ситуации каждый элемент преобразователя активируется одновременно. Перспектива заключается в том, чтобы смотреть вниз на верхний край поверхности многоэлементной матрицы преобразователя.

Ультразвуковые системы имеют узлы преобразователей различных форм и размеров, состоящие из массива элементов PZT (обычно 64-512), которые подразделяются на линейные и фазированные антенные решетки. Общими для всех преобразователей являются защитный корпус с экраном для предотвращения электрических помех, блок акустического демпфирования для уменьшения колебаний пьезоэлектрических элементов, согласующий слой для повышения эффективности передачи ультразвуковых волн на кожу за счет уменьшения разницы акустических импедансов и материал для поглощения направленной в обратном направлении энергии ультразвука ( рис. 1.8А ).

Рис. 1.8

(A) Преобразователь состоит из корпуса, электрической изоляции и композита слоев активных элементов, включая кристалл PZT, демпфирующий блок и поглощающий материал на обратной стороне и соответствующий слой на передней стороне многоэлементной матрицы. (B) Пространственная длительность ультразвукового импульса зависит от материала демпфирования, вызывающего подавление вибрации элемента. Для визуализации типичным является импульс продолжительностью от двух до трех циклов с широкой полосой пропускания, тогда как для элементов доплеровского преобразователя меньшее затухание обеспечивает узкую полосу пропускания.

Поскольку матрица преобразователей не может одновременно генерировать и обнаруживать ультразвук, в режиме передачи создается короткий ультразвуковой импульс с большим приложенным напряжением от 100 до 150 Вольт (В) длительностью, равной примерно миллионной доле секунды (1 мкс), вызывающий сжатие элементов преобразователя. Вибрация кристалла происходит на собственной резонансной частоте, зависящей от толщины его элемента. Короткий ультразвуковой импульс создается прилагаемым блоком демпфирования, как показано на рис. 1.8B, который создает широкую полосу более высоких и более низких частот, так что большинство преобразователей могут работать на нескольких частотах передачи и приема. Сразу после возбуждения элементы преобразователя переключаются в режим приема для обнаружения возвращающихся ультразвуковых эхо-сигналов, генерируемых отражениями от границ тканей. Датчик приемного мультиплексора в ультразвуковом блоке регистрирует сигналы напряжения в зависимости от времени для дальнейшей обработки. После получения всех эхо-сигналов от передающего импульса процесс повторяется в несколько ином направлении, чтобы в конечном итоге охватить интересующий объем, определяемый полем зрения (FOV).

Для данного преобразователя многочастотный режим работы позволяет сонографисту гибко выбирать подходящую частоту в интерактивном режиме, чтобы подчеркнуть пространственное разрешение или глубину проникновения в зависимости от исследования, как показано на рис. 1.9 .

Рис. 1.9

Реакция многочастотного преобразователя на передачу и прием в рабочей полосе частот позволяет оператору выбирать подходящую частоту передачи и приема в зависимости от типа исследования, типа преобразователя, диапазона полосы пропускания преобразователя и необходимости в глубине проникновения (выбор более низкой частоты) или пространственном разрешении (выбор более высокой частоты). Показанная характеристика преобразователя имеет выбираемый диапазон частот от 4 до 10 МГц.

Матрицы преобразователей

Три основных типа преобразователей для PoC ультразвука включают линейные, криволинейные и фазированные решетки, как показано на рис. 1.10. Преобразователи с линейной матрицей активируют подмножество элементов, создавая единый передающий луч в одном месте, а затем прослушивают эхо-сигналы в режиме приема. В течение доли секунды, когда все эхо-сигналы получены с наибольших глубин, создается следующий импульс путем активации другой группы подэлементов, которая постепенно сдвигается вдоль матрицы преобразователей, и процесс повторяется порядка тысяч раз в секунду для создания прямоугольного формата изображения с захватом видеоизображения в реальном времени. Линейные матрицы обычно состоят из 256-512 преобразовательных элементов, имеют меньший форм-фактор и обычно работают в более высоких частотных диапазонах (5-15 МГц). Благодаря более высокой рабочей частоте и ограниченному углу обзора эти преобразователи подходят для визуализации поверхностных структур, таких как глаза, суставы, мышцы и проксимальные кровеносные сосуды, а также для выполнения процедур под контролем ультразвука. Криволинейная матрица преобразователи имеют от 256 до 512 элементов выпуклой геометрии, при этом подмножество элементов активируется последовательно, подобно линейной матрице, создавая трапециевидный формат изображения с увеличенным полем зрения как на проксимальной, так и на дистальной глубине. Эти датчики идеально подходят для визуализации внутрибрюшных органов, таких как печень, селезенка, почки и мочевой пузырь. Более низкие частоты (2-5 МГц) используются для визуализации глубины, но в результате пространственное разрешение может быть ограничено. Вфазированных антенных решетках преобразователей с 64, 128 и до 256 элементами используются все элементы преобразователя при формировании ультразвукового луча. Направление луча определяется относительно большими инкрементными задержками для последовательного возбуждения элементов с одной стороны матрицы на другую, эффективно направляя луч в направлении, перпендикулярном схеме возбуждения. Вдоль заданного направления небольшие дополнительные задержки возбуждения в вогнутом узоре фокусируют диаметр луча на заданной глубине (или глубинах), которая выбирается оператором. После возбуждения, направления луча и формирования луча фазированная решетка переводится в режим приема для прослушивания эхо-сигналов. Затем последовательность повторяется в несколько ином направлении луча, в конечном итоге создавая секторный формат изображения с частотой кадров, зависящей от количества линий, глубины и поля зрения. В режиме приема возвращающиеся эхо-сигналы обнаруживаются всеми активными элементами преобразователя, используемыми при формировании луча. Преобразователи с фазированной антенной решеткой обычно работают на низких частотах (1-5 МГц), имеют гибкий выбор оператором узкого или широкого поля зрения и обеспечивают эффективное двумерное (2D) изображение для визуализации сердца и грудной клетки, требующее небольших акустических окон.

Рис. 1.10

Линейные и криволинейные матричные преобразователи активируют подгруппу элементов преобразователя, тогда как фазированные матричные преобразователи активируют все элементы матрицы для создания единого ультразвукового луча в тканях. Создаются прямоугольные, трапециевидные и секторные области луча соответственно. Расположение луча при линейной и криволинейной работе определяется подгруппой активных элементов по всей решетке, а при работе с фазированной решеткой — электронным управлением ультразвуковым лучом. Луч последовательно перемещается по полю обзора в одном направлении для создания одного кадра изображения, а затем повторяется для получения изображения в режиме реального времени. Этот рисунок иллюстрирует лишь часть фактического количества линий, полученных во время получения изображения.

Внутриполостные зонды (не показаны) имеют выпуклую форму, малую площадь захвата и работают как линейный преобразователь. Из-за близости области, подлежащей изображению, обычно используется высокочастотный диапазон (5-8 МГц) с широким полем зрения и ограниченным диапазоном, но отличным разрешением изображения. Эти преобразователи используются для трансвагинального, трансректального и внутриротового применения.

Фокусировка передающего луча на выбираемых фокусных расстояниях достигается за счет определенных временных задержек между активными элементами преобразователя, каждый из которых имеет известный вогнутый профиль возбуждения, как показано на рис. 1.11 . Фокальная зона вблизи поверхности преобразователя создается путем первоначального возбуждения внешних элементов преобразователя в активной матрице и постепенного возбуждения внутренних элементов к центральному элементу с несколько более длительными задержками с использованием вогнутой схемы возбуждения. Более удаленная фокальная зона достигается за счет уменьшения разницы во времени задержки между элементами преобразователя с неглубокой вогнутой диаграммой направленности возбуждения, что приводит к сближению лучей на большей глубине. Формирователь луча в ультразвуковом блоке управляет диаграммами направленности, при этом глубина фокальной зоны выбирается оператором. В некоторых передовых ультразвуковых системах можно выбрать несколько фокальных зон передачи, повторив схему возбуждения для каждой фокальной зоны и объединив информацию из каждой фокальной зоны в составное изображение. Это действительно снижает частоту кадров съемки в разы, равную количеству установленных фокальных зон.

Рис. 1.11

Фокальные зоны можно создавать на различной глубине в тканях, контролируя время возбуждения датчиков в группе. Показаны три различные фокальные зоны, создаваемые системой “формирователь луча” для активации сначала внешних элементов, за которыми следует последовательная активация внутренних элементов для получения вогнутого возбуждения отдельных ультразвуковых импульсов. Это достижимо для подгрупп элементов в линейной/криволинейной матрице, а также для всех элементов преобразователя с фазированной антенной решеткой.

Пространственное разрешение

При ультразвуковом исследовании видимость деталей изображения определяется тремя отдельными факторами: (1) разрешением в плоскости вдоль направления движения луча, известным как осевое разрешение; (2) разрешением в плоскости, перпендикулярной направлению движения луча, известным как боковое разрешение; и (3) разрешением вне плоскости, перпендикулярным разрешению в плоскости, известным как высотное или разрешение по толщине среза. Эти составляющие пространственного разрешения проиллюстрированы на рис. 1.12.

Рис. 1.12

Показаны три компонента пространственного разрешения на ультразвуковом изображении. Аксиальное направление луча постоянно с глубиной. Поперечный , в плоскости и перпендикулярно направлению луча, существенно меняется в зависимости от глубины. Высота , перпендикулярная боковому и осевому направлениям, соответствует толщине среза и изменяется в зависимости от глубины.

Осевое разрешение представляет собой способность отчетливо разделять близко расположенные объекты в направлении ультразвукового луча. Возвращающиеся эхо-сигналы от соседних границ, которые должны быть разрешены как отдельные, зависят от пространственной длительности импульса (SPL), которая представляет собой среднюю длину волны, умноженную на количество циклов в импульсе. Поскольку расстояние, пройденное для взаимодействия импульсного эхо-сигнала между двумя соседними отражателями, в два раза превышает расстояние разделения, эхо-сигналы, которые должны регистрироваться как отдельные сигналы, должны располагаться с интервалом, чуть превышающим половину SPL. Например, импульс частотой 5 МГц имеет длину волны 0,31 мм в мягких тканях, состоящий из трех циклов. SPL составляет 3 × 0,31 = 0,93 мм, а осевое разрешение составляет ½ (0,93 мм) = 0,46 мм. Импульс частотой 10 МГц с тремя циклами имеет SPL = 0,46 мм при разрешении по оси ½ (0,46) = 0,23 мм. Разрешение по оси не зависит от глубины. Для достижения улучшенного осевого разрешения можно выбрать более высокочастотный преобразователь, но глубина проникновения может быть скомпрометирована и неадекватна.

Боковое разрешение относится к способности разрешать объекты заданного размера перпендикулярно направлению луча и напрямую зависит от диаметра луча, который изменяется в зависимости от глубины и лучше всего находится в пределах фокальной зоны. Боковое разрешение ухудшается проксимальнее и дистальнее фокальной зоны. Оператор может отрегулировать боковую фокальную зону, как правило, на одну глубину, а в некоторых системах более высокого класса — на несколько глубин изображения; однако компромиссом является потеря временного разрешения или количества строк сканирования на изображение. Боковое разрешение обычно в два-три раза меньше осевого.

Разрешение по высоте указывает на способность отчетливо разрешать акустически генерируемые объекты, представленные в размере толщины среза изображения, который перпендикулярен плоскости отображаемого изображения. В этом измерении толщина луча изменяется так же, как и боковой размер луча, когда вблизи преобразователя толщина луча велика, он сходится в области на средней глубине, а затем расходится при продолжении распространения. Усреднение по объему приводит к тому, что объекты, расположенные близко к поверхности преобразователя или на большей глубине, не так хорошо изображаются. Толщина среза обычно является самым слабым показателем разрешения для матричных преобразователей. Возможность изменять разрешение по высоте возможна с помощью сложных преобразователей, которые обычно не используются в ультразвуковых системах PoC.

Сбор ультразвуковых данных

Сбор данных и формирование изображения происходят в режиме импульсно–эхо-сигнала и функционально зависят от создания ультразвукового импульса, прослушивания эхо-сигналов и постоянного повторения процедуры в течение события получения. Импульс ультразвука генерируется с перерывами путем активации элементов преобразователя со скоростью, известной как частота следования импульсов (PRF), равная количеству импульсов, производимых в секунду. Для сбора данных и визуализации PRF обычно составляет от 1000 до 5000 импульсов в секунду (1-5 кГц), в зависимости от приложения, глубины регистрируемого эхо-сигнала и желаемой частоты кадров, среди прочих параметров. Обычно PRF определяется автоматически и зависит от максимальной глубины изображения. Промежуток между импульсами — это период следования импульсов (PRP), равный 1 / PRF, и это время, в течение которого преобразователь находится в режиме приема для прослушивания возвращающихся эхо-сигналов. Частота PRF 2 кГц имеет PRP = 1/2000 с ^-1 = 0.0005 с = 0,5 мс. За это время импульс ультразвука в ткани может распространиться на глубину 38,5 см и вернуться в виде эха к датчику перед следующим импульсом. Таким образом, максимальная PRF определяется временем, необходимым для того, чтобы эхо-сигналы от самых удаленных структур достигли преобразователя; в противном случае эти эхо-сигналы можно спутать с оперативными эхо-сигналами от следующего импульса, что приведет к артефакту неоднозначности диапазона. Более высокие частоты преобразователя с большим ослаблением и ограниченной глубиной проникновения обеспечивают более высокую PRFs. PRF определяет соотношение частоты кадров изображения (временное разрешение) и качества изображения (количество строк / кадр) и особенно важен при доплеровском ультразвуковом исследовании, поскольку он напрямую влияет на частоту дискретизации для точного определения скорости движущихся объектов (см. Раздел ниже, Посвященный доплеровскому ультразвуковому исследованию).

Аппаратные компоненты и обработка данных

Сбор ультразвуковых данных включает в себя несколько аппаратных компонентов: генератор импульсов, формирователь луча, переключатель передачи /приема, приемники, усилители и сканирующий преобразователь, как показано на рис. 1.13 . Генератор импульсов (также известный как передатчик) обеспечивает электрическое напряжение для приведения в действие элементов пьезоэлектрического преобразователя. Мощность передачи регулируется напряжением возбуждения на кристалле преобразователя — более высокое напряжение создает ультразвуковой импульс более высокой интенсивности и улучшает обнаружение эха от слабых отражателей, но увеличивает передачу энергии на пациента. Настройки мощности передачи настраиваются в зависимости от типа исследования; например, для акушерской визуализации используется низкая мощность. Длительность импульса — это мгновенное время включения ультразвукового импульса, порядка 0,001 мс (миллионная доля секунды, или 1 мкс) . Рабочий цикл, доля времени включения ультразвукового луча, равна длительности импульса, деленной на PRP, и обычно составляет от 0,2% до 0,4% для визуализации — таким образом, более 99,5% времени ультразвукового сканирования тратится в режиме приема на прослушивание возвращающихся эхо-сигналов. Формирователь луча обеспечивает активное управление лучом, а также фокусировку при передаче и приеме. переключатель передачи/приема изолирует высокое напряжение (~150 В), подаваемое на элементы преобразователя во время возбуждения, от чрезвычайно низких напряжений (в диапазоне от милливольт до микровольт), вызванных возвращающимися эхо-сигналами. При начальном возбуждении время отключения сигнала, когда кристаллы PZT не способны обнаруживать ближние эхо-сигналы, создает область изображения “мертвой зоны” на очень малой глубине. Для оценки поверхности или приповерхностных областей тела часто используется окно акустического контроля. Приемник принимает данные и выполняет обработку сигнала, включая компенсацию временного усиления (TGC), сжатие динамического диапазона, демодуляцию сигнала и подавление шума. TGC (также описывается как изменяемое во времени усиление и компенсация усиления по глубине) — это настраиваемое пользователем усиление возвращающихся эхо-сигналов в зависимости от времени для компенсации ослабления ультразвука. Идеальная настройка TGC приводит к получению одинаково отражающих границ с одинаковой амплитудой сигнала, независимо от глубины, как показано на рис. 1.14А. В зависимости от оборудования пользовательская настройка осуществляется с помощью нескольких потенциометров-ползунков, предназначенных для определенной глубины изображения ( Рис. 1.14B) или контроллерами TGC для управления начальным усилением, наклоном и дальним усилением эхо-сигналов. Последующие этапы обработки включают сжатие сигнала, выпрямление, демодуляцию и подавление шума. На выходе получается строка данных с амплитудной модуляцией (A-mode), представляющая временную последовательность обнаруженных эхо-сигналов.

Рис. 1.13

Показаны компоненты ультразвуковой системы, необходимые для получения данных ультразвукового изображения. Изображение в оттенках серого создается на основе отраженных эхо-сигналов, обнаруженных в зависимости от времени и направления ультразвукового луча на основе данных режима A, преобразуется в режим B, оцифровывается и отображается в матрицу цифрового 2D-изображения.

Рис. 1.14

(A) Компенсация временного усиления ( TGC ) — это пользовательская настройка, позволяющая создавать одинаково отражающие границы с одинаковой амплитудой, несмотря на ослабление с увеличением глубины. (B) Элементы управления TGC предоставляются в виде ползунков оператора на консоли, электронных ползунков на видеомониторе или другими методами, которые позволяют регулировать усиление изображения на определенной глубине.

Преобразователь сканирования, память изображений и монитор отображения необходимы для обработки линейных данных в режиме A в сигнал яркости (B-режим) для создания выходных данных в режиме движения во времени (T–M или M-режим) и изображения в оттенках серого (B-сканирование). B-режим представляет амплитуды эхо-сигнала, преобразованные в точки с пропорциональной яркостной модуляцией в зависимости от глубины (времени) вдоль траектории A-line. В М-режиме используется стационарный преобразователь, расположенный над подвижными элементами, такими как створки клапана, где движение в ультразвуковом луче отслеживается по расположению точек яркости В-режима, регистрируемых в зависимости от глубины (вертикальное положение) и времени (горизонтальное отклонение) следов, что позволяет диагностировать периодическое или апериодическое движение, как показано на рис. 1.15.

Рис. 1.15

Режим ультразвукового исследования во времени используется для оценки подвижной анатомии, такой как створки клапанов. Стационарный преобразователь и повторяющийся импульсно-эхо-луч, излучающий одну и ту же область, используются для создания трассировки движения в М-режиме, которая обеспечивает анализ периодического и апериодического движения.

Двумерные изображения в оттенках серого создаются путем определения направлений лучей относительно положения датчика с помощью сканирующего преобразователя и отображения данных В режиме B для создания изображения в памяти компьютера для отображения на мониторе устройства. Впоследствии применяется цифровая обработка с применением различных электронных и математических функций, включая усиление, регулировку ширины окна и уровня окна, усиление границ, шумоподавление и интерполяцию данных для расходящихся лучей, среди других схем. Каждое изображение обычно визуализируется в формате матрицы размером 512 × 512 × 8 бит (1 байт) на пиксель, что равно ¼ мегабайта (МБ). Для цветового кодирования разрядность обычно составляет 24 бита (3 байта), при этом каждый байт кодирует комбинации красного, зеленого и синего цветов, а несжатый размер составляет ¾ МБ. Схемы сжатия изображений, такие как JPEG и MPEG, часто используются в конечном выходном изображении или потоке изображений, чтобы существенно уменьшить общий размер данных изображения.

Время получения одного ультразвукового изображения определяется количеством (N) A-линий, полученных в FOV (плотность линий) и PRF / PRP (определяется необходимой глубиной проникновения). Эти параметры являются частью протоколов сбора данных и могут быть прямо или косвенно изменены оператором с помощью настроек. Протоколы представляют собой решение о необходимости диагностики с точки зрения временного разрешения в зависимости от качества изображения. Например, если требуется высокая частота кадров, количество линий A, поле обзора или глубина проникновения (при работе на высоких частотах для обеспечения более высокой PRF) могут быть уменьшены. Когда качество изображения более важно, плотность линий (количество A-линий, выделяемых в поле зрения) увеличивается с потерей частоты кадров. Недостаточная плотность линий может привести к тому, что изображение будет выглядеть неровным, что вызвано интерполяцией нескольких пикселей для заполнения несканированных областей изображения. При секторном и трапециевидном сканировании увеличение межстрочного интервала с увеличением глубины также приводит к снижению качества изображения. Увеличивая количество A-линий, отбираемых в заданном поле зрения, или уменьшая поле зрения для того же количества линий, можно добиться достаточной плотности линий. Эти компромиссы проиллюстрированы на рис. 1.16 для секторного сканирования. В современных системах множественные боковые фокальные зоны, которые могут быть установлены оператором, обеспечивают лучшее разрешение по глубине по горизонтали, но с потерей частоты кадров и временного разрешения. Обычно достигается скорость ультразвукового изображения от 10 до 60 кадров в секунду (и выше для специализированного ультразвукового оборудования) с учетом компромиссов между качеством изображения и временным разрешением, которые необходимо учитывать, учитывая требования обследования.

Рис. 1.16

Факторами, определяющими компромисс между качеством изображения и временным разрешением, являются поле зрения, глубина проникновения, частота следования импульсов / период повторения импульсов и плотность линий ультразвука, как показано на рисунке. Требования к обследованию определяют параметры, которые необходимо учитывать при разработке протокола сбора данных.

Специализированные режимы сбора данных

Пространственное компаундирование является опцией во многих ультразвуковых системах PoC для получения ультразвуковых данных с нескольких различных углов интонации (обычно от 3 до 5), которые впоследствии объединяются для получения единого изображения, как показано на рис. 1.17 . Поскольку каждое изображение создается на основе данных, полученных под несколькими углами луча, увеличивается вероятность перпендикулярного падения на граничный отражатель, что обеспечивает лучшее определение границ, большую непрерывность криволинейных структур и улучшенное отношение сигнал / шум за счет усреднения данных. Недостатком пространственного компаундирования является потеря частоты кадров с временным разрешением в разы, равной количеству интонационных углов, и потеря пространственного разрешения, когда на снимке присутствует движущаяся анатомия. Пространственное компаундирование менее полезно для визуализации ситуаций, связанных со значительными произвольными движениями пациента.

Рис. 1.17

Пространственное компаундирование применяется для получения данных линейными, криволинейными преобразователями и фазированными антенными решетками путем передачи ультразвука в ткани под немного разными углами, чтобы улучшить прием отраженного эха от неперпендикулярных границ и уменьшить шум изображения за счет усреднения результатов.

Гармоническая визуализация — это метод, который использует более высокие частоты, генерируемые нелинейным распространением ультразвука в тканях, для введения гармоник, которые являются целыми кратными (например, 2 ×, 3 ×) частоте падающего излучения. Искажение волны происходит, когда часть волны, сжатая высоким давлением, распространяется быстрее, чем часть волны, разреженная низким давлением, внося частотные гармоники более высокого порядка, которые локализуются в центральной области низкочастотного луча, как показано на рис. 1.18 . Отраженные эхо-сигналы гармонических частот (обычно второй гармоники) обнаруживаются с помощью многочастотного преобразователя, настроенного на более высокую частоту. Например, при частоте передачи 2 МГц (3 МГц) частота приема настроена на 4 МГц (6 МГц). Это уменьшает помехи от низкочастотного эхо-сигнала, возникающие в неглубоких областях изображения, и обеспечивает улучшенное осевое разрешение за счет высокочастотных возвращающихся эхо-сигналов. Поскольку частоты гармоник сосредоточены в центральной области луча, боковое разрешение также улучшается за счет меньшего эффективного диаметра луча. Хотя это и не всегда выгодно, гармоническая визуализация нативных тканей лучше всего применяется при обследованиях, требующих более низкой частоты передатчика для глубокого проникновения, что позволяет гармоникам нарастать и возвращаться в виде высокочастотного гармонического эха, но без слишком большого ослабления, возвращающегося к преобразователю. При переключении частоты приемника на более высокочастотную гармонику достигается улучшенное пространственное разрешение и существенно меньшее количество помех от проксимальных низкочастотных эхо-сигналов ( рис. 1.19 ).

Рис. 1.18

Гармонические частоты ультразвука вводятся в ткань, при этом искажение ультразвуковой волны происходит в результате того, что сжатие распространяется быстрее, чем разрежение. Частоты гармоник нарастают в центре луча с увеличением расстояния прохождения, как показано на рисунке ниже.

Рис. 1.19

Получение изображения гармоник достигается с помощью многочастотного преобразователя за счет использования низкочастотного передающего импульса (например, 2 МГц) и частоты приема гармоник более высокого порядка (например, 4 МГц). Нормальные и гармонические изображения демонстрируют заметное улучшение контрастности и разрешения изображения.

Модификации ультразвуковых изображений

Ультразвуковые изображения в оттенках серого можно изменять с помощью настроек ширины окна и уровня окна на панели управления для неразрушающего изменения яркости и контрастности отображаемого изображения, реализованных с помощью преобразований справочной таблицы (LUT). Плотность пикселей может ограничивать качество и разрешение отображаемого изображения. Функция “масштабирования” на многих ультразвуковых приборах может улучшить изображение, выделяя детали на изображении, которые в противном случае были бы размытыми. Обычно доступны два метода: масштабирование “считывания” и масштабирование “записи”. Масштабирование “считывания” увеличивает заданную пользователем область сохраненного изображения и расширяет информацию на большее количество пикселей в отображаемом изображении с репликацией и интерполяцией. Хотя отображаемая область становится больше, разрешение самого изображения не меняется. При использовании масштабирования “запись” оператору требуется повторно просканировать область пациента, соответствующую области, выбранной пользователем. При включении преобразователь сканирует выбранную область; регистрируются данные эхо-сигнала в пределах ограниченной области; и увеличивается плотность линий для улучшения выборки данных изображения, пространственного разрешения и контрастности.

Помимо данных В-режима, используемых для получения 2D-изображения, также может отображаться другая информация из М-режима и доплеровской обработки сигналов (будет обсуждаться). Во время работы ультразвукового сканера информация в памяти непрерывно обновляется в режиме реального времени. Когда ультразвуковое сканирование прекращено, последнее полученное изображение отображается на экране до возобновления ультразвукового сканирования.

Качество изображения

Качество изображения зависит от ультразвукового оборудования, датчиков, частоты, выбранных режимов визуализации, навыков оператора в позиционировании и протоколов сбора данных, которые должны быть установлены с учетом конкретных потребностей обследования. Оператор может контролировать параметры оборудования, такие как выбор частоты преобразователя, интенсивности ультразвука, среди прочего, с помощью настроек усиления передачи, кривых TGC и настроек порога шума. Показатели качества изображения включают пространственное разрешение, контрастное разрешение, однородность изображения и характеристики шума. Кроме того, артефакты изображения могут повышать или снижать диагностическую ценность ультразвукового изображения, как описано в главе 2 , посвященной ультразвуковым артефактам. Пространственное разрешение ультразвука, как описано ранее, включает осевое, боковое и высотное разрешения. Осевое и боковое разрешения находятся в плоскости изображения. Разрешение по высоте (толщине среза), перпендикулярное плоскости изображения, непосредственно не различимо. Оно варьируется в зависимости от глубины, как и боковое разрешение, но обычно является фиксированным и не регулируется. Контрастное разрешение — это способность различать различия в акустическом сопротивлении, которым присваиваются определенные значения в оттенках серого, отображаемые на дисплее монитора. Ухудшения могут ограничивать контрастность, в том числе недостаточная мощность сигнала при слишком низком коэффициенте усиления передачи, очень крупные пациенты, неправильная регулировка TGC, анатомический беспорядок, чрезмерный электронный шум, неисправность элемента преобразователя, артефакты изображения, качество дисплея / калибровка монитора и условия просмотра в помещении, многие из которых оператор не может контролировать. Шум изображения в основном генерируется электронным усилением более слабых сигналов с увеличением глубины, поэтому в более глубоких анатомических областях отношение контраста к шуму снижается. Обработка изображений, специально уменьшающая шум, такая как временное или пространственное усреднение, может увеличить отношение контраста к шуму; однако компромиссы включают более низкую частоту кадров и / или более низкое пространственное разрешение. Пространственное компаундирование лучше отображает границы тканей при многоугловом падении ультразвукового луча и уменьшает случайные спеклы и электронные шумы за счет усреднения. Гармоническая визуализация улучшает контрастность изображения за счет уменьшения помех из-за низкочастотных эхо-сигналов. Хотя эти и другие инструменты и режимы получения могут помочь обеспечить наилучшее качество изображения, также очень важно осознавать ограничения, которые могут быть устранены лишь частично.

Количественные ультразвуковые измерения

Измерения расстояния, площади и объема регулярно и точно выполняются на откалиброванных диагностических ультразвуковых системах на основе зависимости скорости ультразвука от времени прохождения импульса и эхо-сигнала. С точки зрения физики измерения между точками вдоль направления ультразвукового луча обычно более надежны из-за лучшего разрешения в осевом пространстве. Точность измерений повышается за счет тщательного выбора исходных положений, таких как передний край первой границы и передний край второй границы вдоль оси луча. В боковом направлении эхо-сигналы размыты из-за более низкого разрешения по боку, зависящего от диаметра луча на заданной глубине, с меньшей воспроизводимостью и точностью. Измерения расстояния можно простым способом распространить на измерения площади, приняв определенную геометрическую форму в плоскости изображения. При использовании нескольких плоских изображений измерения площади могут также распространяться на трехмерные объемы путем оценки толщины среза в зависимости от глубины. Пример проиллюстрирован на рис. 1.20 акушерских обследований и измерения бипариетального диаметра для оценки срока беременности на основе возрастных значений. Ультразвук предполагает скорость 1540 м / с для определения расстояний и является очень точным при этих типах исследований. Когда скорость звука сильно различается (например, в жировой ткани и костях), точность измерений может быть снижена, поэтому важно учитывать эти проблемы.

Рис. 1.20

Измерение бипариетального диаметра развивающегося плода, что указывает на измерение 7,82 см и гестационный возраст 31 неделя и 3 дня. Обратите внимание на отметки штангенциркулем вдоль осевого направления луча. Также обратите внимание на выпадение изогнутой поверхности черепа из-за отражения эхо-сигналов от датчика.

Ультразвуковая допплерография

Ультразвуковая допплерография оценивает скорость движущихся отражателей, обычно клеток крови, в сосудистой сети, на основе частотных сдвигов, происходящих при падающем импульсе и возвращающемся эхо-сигнале. Знакомая аналогия — встреча наблюдателя с поездом и его свистком, который имеет высокую тональность, когда поезд движется к человеку, и меняется на низкую, когда поезд проезжает и удаляется. Приближающиеся звуковые волны сжимаются при движении, что приводит к уменьшению расстояния между источником и наблюдателем, вызывая более короткую длину волны и более высокую частоту. Противоположное, более длинная длина волны и более низкая частота возникают, когда звуковые волны удаляются от наблюдателя. Величина сдвига частоты зависит от скорости поезда относительно наблюдателя, а также от угла относительно направления движения.

Доплеровский сдвиг

Когда ультразвуковая волна известной частоты отражается от клеток крови в сосуде, движущемся к датчику, эхо-сигналы имеют более высокую частоту; при удалении от датчика они будут иметь более низкую частоту, как показано на рис. 1.21 . Генерируемый частотный сдвиг составляет долю от начальной частоты ультразвука (преобразователя), пропорциональную отношению скорости движения клеток крови к скорости звука. Доплеровский сдвиг , f d , представляет собой разницу между частотой падающего f i и отраженной частотой f r от клеток крови при параллельном падении ультразвукового луча на кровеносный сосуд:

<Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-3-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» данные-mathml=’fd=fi−fr=vc×fi×2′????×2fd=fi−fr=vc × fi ×2 fd=fi−fr= vc × fi ×2

где V в — скорость кровяных клеток и с — скорость ультразвука. Фактор 2 возникает для компенсации передачи на УЗИ и прием отражения. В качестве примера, скорость кровотока ячейки 30 см/С составляет ничтожную долю скорости звука, равной 154,000 см/с. За инцидент, частота 4 МГц, доплеровского сдвига в этой конкретной точке измерения времени рассчитывается как <пядь роль=презентация свойство tabindex=0 ИД=MathJax-элемент-4-рама класс=MathJax стиль=»позицию: относительный» данных-языка MathML=’30154,000×(4×106Hz)×2≅1558hz≅1,5 кГц’>30154,000×(4×106??)×2≅1558ℎ?≅1.5???30154,000×(4×106Hz)×2≅1558hz≅1.5 кГц 30 154 000 × ( 4 × 106 Ч / з ) × 2 ≅ 1558 ч / з ≅ 1,5 к / з . Можно услышать сдвиг частоты на аудиоколонке, поскольку он находится в пределах слышимого диапазона частот. При периодическом сердцебиении и пульсирующем движении крови изменения скорости можно услышать как изменения высоты доплеровской частоты. Если наблюдаемое и возвращаемое эхо-сигналы расположены под углом относительно направления движения, будут наблюдаться различия в изменениях длины волны и, следовательно, частоты, которые необходимо скорректировать для точной оценки истинной скорости кровотока.

Рис. 1.21

Движущийся отражатель, такой как клетка крови в сосуде, изменяет длину волны возвращающегося эхо-сигнала и, следовательно, частоту, степень которой пропорциональна скорости движения и углу траектории эхо-сигнала. При движении отражателя к преобразователю длина волны укорачивается, а частота увеличивается (средняя ), тогда как при движении отражателя от преобразователя (нижняя часть) происходит обратное. При расположении под углом к направлению движения отражателя измеренная длина волны (частота) не равна длине волны (частоте) вдоль направления движения отражателя, за исключением случая стационарного отражателя, где длина волны или частота не изменяются (вверху ).

Для количественного измерения скорости кровотока ”дуплексный» режим работы позволяет пользователю одновременно выполнять визуализацию в режиме B в оттенках серого и импульсную доплеровскую оценку, причем последняя выполняется с помощью отдельной группы преобразовательных элементов в матрице преобразователей. Над представляющим интерес сосудом, визуализируемым на изображении, располагается область затвора, определяемая пользователем, и определяется доплеровский угол θ относительно сосуда, как показано на рис. 1.22 . Для крови, движущейся к датчику, частота, пропорциональная вектору скорости вдоль оси кровеносного сосуда, больше частоты, измеренной вдоль направления доплеровского датчика, в результате чего измеренный доплеровский сдвиг, f d , будет меньше на долю, равную косинусу доплеровского угла, определяемого тригонометрией. Таким образом, cos(θ) представляет собой поправку к рассчитанному доплеровскому сдвигу на угол, отличный от 0 градусов, что приводит к обобщенному уравнению доплеровского сдвига:

<SPAN role=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-5-кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’fd=2fivcos(θ)c’>??cos(?)?fd=2fivcos(θ)c fd=2fivcos(θ)c fd=2fivcos(θ)c?????????????????????????????????????????????????????????()

Рис. 1.22

( Слева ) Доплеровская оценка сдвига частоты, связанного со скоростью крови, иллюстрирующая доплеровский вентиль, доплеровский угол и рассчитанные векторы скорости в направлении кровотока и в направлении датчика. (Справа ) Изображение, полученное с помощью дуплексного приема, и активная область цветного потока (трапециевидная белая граница, пояснение см. В тексте) показывает расположение сосуда, что помогает установить доплеровский вентиль.

Скорость кровотока определяется путем перестановки уравнения и решения для v :

<Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-6-кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’v=fdc2ficos(θ)’>?=??2??cos(?)v=fdc2ficos(θ) v=fdc2ficos(θ)

где измеренный доплеровский сдвиг корректируется на 1 / cos (θ). По мере увеличения угла доплеровского сдвига измеренный доплеровский сдвиг уменьшается, что требует коррекции для определения фактической скорости кровотока. Типичные доплеровские углы варьируются от 30 до 60 градусов по двум основным причинам: (1) судно должно отображаться в профиль, для чего требуется минимум около 30 градусов относительно оси судна для распознавания на изображении, и (2) при углах, превышающих 60 градусов, небольшие ошибки в оценке угла вызывают все большие ошибки в поправочном коэффициенте скорости 1 / cos (θ) по мере приближения доплеровского угла к 90 градусам и, следовательно, большие ошибки в фактической скорости. Например, погрешность доплеровского угла +5% при 60 градусах составляет 63 градуса, а при 80 градусах — 84 градуса. Соответствующие значения косинуса: cos 60 ° = 0,5, cos 63 ° = 0,454, cos 80 ° = 0,174 и cos 84 ° = 0,105. Включение этих значений в уравнение приводит к ошибке оценки скорости, равной ≈10% для доплеровского угла 63 градуса (фактические 60 градусов) и ≈66% для доплеровского угла 84 градуса (фактические 80 градусов). Доплеровские углы менее 20 градусов также являются проблематичными из-за сложности четкой идентификации сосуда в профиль, а при использовании импульсных доплеровских методов (обсуждаемых ниже) частота дискретизации измерений недостаточна для определения максимального доплеровского сдвига. Высокоскоростной кровоток может проявлять артефакт, известный как сглаживание, который в количественной оценке представлен как обратная скорость (поток).

Непрерывный и импульсный доплеровские режимы

Для измерения скорости кровотока используются два различных метода, использующих непрерывную волну или импульсный ультразвуковой преобразователь. Система непрерывной доплерографии с непрерывными волнами является самой простой и наименее дорогостоящей, с двумя преобразователями — передатчиком падающего ультразвука, генерирующим непрерывный узкополосный ультразвук, и приемником, регистрирующим возвращающиеся непрерывные эхо-сигналы от сосудистой сети. Позиционная регулировка передающего и приемного преобразователей определяет область перекрытия, которая включает интересующий сосуд. В процессе работы демодулятор сравнивает частоты передачи и приема, из которых извлекается частота доплеровского сдвига. Усилитель преобразует сигнал доплеровского сдвига в аудиовыход, а регистратор отслеживает изменения спектра в зависимости от времени для анализа пульсирующего потока. Преимущества непрерывного режима включают высокую точность измерения доплеровского сдвига из-за узкой рабочей полосы частот и отсутствие сглаживания сигналов высокоскоростного движения из-за непрерывного режима передачи и приема. К недостаткам относятся сложность определения глубины и области перекрытия, с которой можно оценить сосуд, множество перекрывающих друг друга сосудов, затрудняющих различение конкретного доплеровского сигнала, и движущиеся объекты в передающем или принимающем лучах, которые могут нарушать частотные сдвиги и вызывать ошибки в оценках скорости.

Импульсная ультразвуковая допплерография используется в сочетании с В-режимом и цветной визуализацией кровотока для выявления интересующих сосудов. Для доплеровской операции используется отдельная матрица преобразовательных элементов с более легким блоком демпфирования, обеспечивающим узкую полосу пропускания и более длинную SPL (см. Рис. 1.8 ). С помощью интерактивной панели управления пользователь позиционирует и регулирует область и размер на исследуемом сосуде. Доплеровский угол оценивается по направлению доплеровского передающего–приемного импульса относительно оси сосуда. Электронная логика и алгоритмы синхронизации отклоняют все эхо-сигналы, кроме тех, которые попадают в область затвора. Каждый опросный импульс и возвращающееся эхо представляют собой дискретную выборку сдвига частоты, вызванного отражениями движущихся клеток крови в пределах области, измеряемого как изменение фазы. Доплеровский преобразователь PRF представляет частоту дискретизации возвращающихся эхо-сигналов и их частоты. Точное определение максимальной частоты определяется требованиями к выборке Найквиста, где для частотного сигнала требуется по крайней мере две выборки за цикл, как показано на рис. 1.23 . Таким образом, максимальный точно измеренный сдвиг частоты составляет половину PRF. Когда частоты доплеровского сдвига превышают этот максимум, например, при стенозирующих струях с очень высокой скоростью кровотока, генерируются искусственные сигналы из-за недостаточного отбора проб и представлены в виде обратного потока. При импульсном доплеровском измерении максимальный доплеровский сдвиг частоты, f d, max , приравнивается к PRF / 2, и уравнение доплеровского сдвига становится

<Роль ДИАПАЗОНА=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-7-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» данные-mathml=’Δfd,max=PRF2=2fivmaxcos(θ)c’>??,max=?? )?Δfd,max=PRF2=2fivmaxcos(θ)c δfd,max=PRF2=2fivmaxcos(θ)c

Рис. 1.23

Импульсный доплеровский метод оценивает изменение фазы между падающим импульсом и возвращающимся эхо-сигналом, которое отображается для каждого образца и регистрируется как изменение фазы. Пристенный фильтр сглаживает результирующие частоты, содержащиеся в оценке, для создания составляющих доплеровских частот. Если более высокие частоты, вызванные высокой скоростью кровотока, генерируют доплеровские частоты, превышающие половину частоты следования доплеровских импульсов (две выборки / цикл), присвоенные значения частоты будут искажены как низкочастотные сигналы противоположной фазы и будут искажены как медленная скорость в обратном направлении (нижняя часть).

Переставляем уравнение и решаем для v max в терминах PRF,

<Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-8-кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» данные-mathml=’vmax=c×PRF4ficos(θ)’>?max=?×?? =c×PRF4ficos(θ)

показывает зависимость максимальной скорости кровотока от PRF доплера, угла Доплера и частоты датчика. Для получения точного измерения высокой скорости можно увеличить PRF Доплера, уменьшить частоту падающего датчика или увеличить угол Доплера. Из этих настроек наиболее интерактивной является регулировка угла Доплера оператором. Если в измеряемом сигнале присутствует максимальный доплеровский сдвиг на 1,6 кГц, требуется PRF 2 × 1,6 кГц = 3,2 кГц, чтобы избежать сглаживания. Доплеровский PRF нельзя установить на сколь угодно высокие значения из-за времени прохождения ультразвука, необходимого во время PRP. Больший угол допплерографии (например, 60 градусов) уменьшает частоты допплеровского сдвига в измеряемом сигнале, которые впоследствии корректируются для определения истинной скорости кровотока. Однако при углах, превышающих 60 градусов, небольшие ошибки в оценке угла приводят к значительным ошибкам в оценке скорости кровотока, как объяснялось ранее.

Кровоток (в единицах ³ см / с или миллилитрах / с) оценивается как произведение площади поперечного сечения сосуда (см ²) на скорость (см /с). Ошибки в объеме потока могут возникать из-за нескольких обстоятельств. Ось сосуда может находиться не полностью в плоскости сканирования, или поток может отклоняться от предполагаемого направления. Доплеровский вентиль (область выборки) может быть неправильно расположен или иметь неподходящий размер, так что скорости являются завышенными (площадь вентиля слишком мала) или заниженными (площадь вентиля слишком велика) по отношению к средней скорости. Кроме того, ошибки в оценке площади поперечного сечения приведут к ошибкам в оценке расхода.

Доплеровский спектр

Доплеровский спектр представляет собой отображение частот доплеровского сдвига, содержащихся в области доплеровского затвора, в зависимости от времени, как показано на рис. 1.24 . Эта информация отображается на ультразвуковом мониторе под изображением в режиме B в виде движущегося следа с диапазоном скоростей кровотока, измеряемых от -V _max до +V _max по вертикальной оси, и временем по горизонтальной оси. Спектр отображается в виде периодического сигнала с узкой или заполненной полосой, в зависимости от диапазона частот, содержащихся в анализируемых сигналах из области доплеровского затвора, и настроек настенного фильтра, которые удаляют низкочастотные колебания, не связанные с кровотоком. По мере поступления новых данных информация обновляется и прокручивается слева направо. Пульсирующая кровь приобретает вид прерывистой повторяющейся волны в периодическом цикле сердцебиения. В зависимости от положения доплеровского затвора, размера и формы сосуда движение крови может быть ламинарным, тупым или турбулентным. В центре крупных сосудов происходит быстрый и ламинарный кровоток; вблизи стенок сосудов силы трения замедляют скорость кровотока. Накопление бляшек на стенках сосудов и сужение (стеноз) сосуда приводят к турбулентному течению. Когда область доплеровских ворот расположена так, чтобы охватывать весь просвет сосуда, существует большой диапазон скоростей кровотока и соответствующий большой диапазон доплеровских частот в спектре. И наоборот, расположенный в центре небольшой вентиль содержит узкий диапазон более высоких скоростей и узкочастотный контент. Доплеровский вентиль, расположенный над стенозом, обеспечивает наибольший диапазон скоростей и наибольшую вероятность сглаживания. Спектральный доплеровский дисплей демонстрирует наличие, направление и скоростные характеристики движения крови. Направление потока лучше всего определять с помощью небольшого доплеровского угла около 30 градусов. Нормальные и пораженные сосуды можно охарактеризовать соответствующими спектральными доплеровскими сигналами и формами из-за их гемодинамических особенностей. Количественные показатели сосудов, такие как индекс пульсации (PI) и индекс резистивности (RI), извлекаются из формы волны доплеровского спектра с использованием максимального, минимального и среднего значений скорости. PI = (max − min) / среднее значение и RI = (max − min) / max, что может быть очень полезно во многих клинических ситуациях.

Рис. 1.24

Доплеровский спектр — это график доплеровских частот, присутствующих в области доплеровского затвора, построенный как функция времени. Масштабирование диапазона скоростей зависит от PRF элементов доплеровского преобразователя; в этом примере на спектре показано симметричное распределение, но очевидно наложение (справа ). Чтобы избежать сглаживания, оператор может скорректировать базовую линию для перераспределения выборки (слева ). Максимальная, средняя и минимальная скорости извлекаются для расчета соответствующих клинических показателей, включая индекс пульсации и индекс резистивности.

На спектральном доплеровском дисплее сглаженные сигналы демонстрируют обратный поток с отрицательными амплитудами. Уменьшение или устранение ошибок сглаживания требует от пользователя настройки спектральной доплеровской шкалы скоростей в более широком диапазоне, поскольку PRF доплеровского элемента связан с настройкой шкалы. Когда достигнуто максимальное значение PRF, базовая линия спектра, которая представляет скорость 0, может быть скорректирована для выделения большей частоты дискретизации для высокоскоростных отражателей в артериальных сосудах, движущихся к датчику или от него, поскольку скорость движения клеток крови в венозных сосудах намного ниже. Например, вместо равномерного распределения выборки в отрицательном и положительном направлениях, как показано на рис. 1.24 (справа ) от +0,4 м / с до -0,4 м / с, базовая линия корректируется для масштабирования скорости от +0,6 м / с до -0,2 м / с в случае движения артериального потока к датчику, что позволяет большую долю частотной выборки отнести к положительным сдвигам частоты, возникающим в результате более высокой скорости движения крови к датчику.

Визуализация цветного потока

Цветная визуализация кровотока (также известная как цветная допплерография ) — это 2D визуальное отображение движущейся крови, наложенное на обычное изображение в оттенках серого, как показано на рис. 1.25 . В этом режиме активируется подобласть изображения, при этом несколько небольших подобластей оцениваются индивидуально для определения областей движения с использованием методов фазового сдвига или автокорреляции во временной области. Эти методы расчета очень быстры и позволяют обновлять скорость кровеносных сосудов в цветовом кодировании в режиме реального времени, которые накладываются на изображение в оттенках серого в режиме реального времени. Сосудистая сеть, представляющая артериальный и венозный кровоток, обычно находится в пределах активной области, и обычно применяется цветовое кодирование с оттенками красного для крови, движущейся к датчику, и синего для крови, удаляющейся от датчика. Системы цветового потока не вычисляют полный доплеровский сдвиг, а оценивают сдвиг на основе сходства одного измерения линии сканирования с другим, используя автокорреляционный процессор для сравнения всего эхо-импульса одной линии A с предыдущим эхо-импульсом. Корреляция выходного сигнала изменяется пропорционально изменению фазы, которое, в свою очередь, изменяется пропорционально скорости в точке вдоль трассы эхо-сигнала. Для определения наличия движения используются от четырех до восьми трасс. Направление сохраняется благодаря фазовой детекции эхо-сигналов. Для визуализации изображение в режиме B в оттенках серого и информация о цветовом потоке должны чередоваться. Необходимо учитывать компромисс между областью активного изображения с цветовым потоком и частотой кадров, поскольку большая область требует большего времени вычислений, что приводит к более медленному обновлению. Цветное изображение потока показывает направление потока и границы сосудов и обеспечивает удобное расположение доплеровского датчика для более точной оценки скорости кровотока, как показано на рис. 1.25.

Рис. 1.25

Цветная визуализация потока обеспечивает 2D-анализ движущейся крови путем отбора проб крупных участков в пределах области, обозначенной оператором, в активной области в режиме «оттенки серого». Присвоение цвета отражает направление скорости крови. На изображении присутствует как артериальный, так и венозный кровоток. Для дальнейшей оценки скорости и кровотока установлен доплеровский вентиль для оценки доплеровских спектров.

При цветной визуализации потока существует несколько ограничений. Шум и загромождение медленно движущихся твердых структур могут заглушать более мелкие эхо-сигналы, возвращающиеся от движущихся клеток крови на цветных изображениях потока. Пространственное разрешение цветного дисплея намного грубее, чем изображения в оттенках серого, поскольку области используются для определения областей движения. Оценки скорости могут быть ограничены, а изменения скорости разрешаются не так хорошо, как при импульсном допплерографировании. Артефакты сглаживания влияют на изображение цветового потока из-за недостаточной выборки, поэтому области с высокой скоростью представлены в виде обратного потока с другим назначением цвета.

Силовая допплерография

Режим силового доплера — это метод обработки сигналов, используемый для получения цветового потока, который позволяет отказаться от направления и количественных оценок потока, но значительно повышает чувствительность к любому движению, полагаясь на общую силу и амплитуду всех доплеровских сигналов, независимо от сдвига частоты. Цветовая шкала, представленная с помощью power Doppler, отражает величину (но не направление) движения, и за счет устранения направленности более высокая чувствительность позволяет обнаруживать и интерпретировать очень тонкий и медленный кровоток. Частота кадров при съемке обычно ниже, чем при съемке цветового потока, и «артефакты вспышки” являются обычным явлением при режиме энергетической доплеровской визуализации, возникающие из-за перемещения тканей, движения пациента или датчика в сочетании с очень высокой чувствительностью. Наложение псевдонимов не является проблемой, поскольку анализируется только сила сигналов со сдвигом по частоте, а не фаза. Название энергетический допплер может быть ошибочно принято за более высокое поступление энергии к пациенту, но это не так, поскольку метод включает вычислительную обработку. Изображения, полученные с помощью color flow и power Doppler, проиллюстрированы на рис. 1.26.

Рис. 1.26

(Слева ) Цветное изображение кровотока в брюшной полости, демонстрирующее сосудистую сеть и направленность скорости кровотока; обратите внимание на цветовую шкалу кровотока. ( Справа ) Силовая доплеровская съемка той же области, демонстрирующая повышенную чувствительность, но отсутствие направленности движения.

Производительность ультразвуковой системы

Производительность системы диагностического ультразвукового аппарата описывается несколькими параметрами, включая чувствительность и динамический диапазон, пространственное разрешение, контрастную чувствительность, точность дальности / расстояния, толщину мертвой зоны и работу TGC. Для доплеровских исследований ключевыми вопросами являются PRF, оценки угла наклона датчика и стабильность затвора диапазона. Для обеспечения производительности, точности и безопасности ультразвукового оборудования рекомендуется проводить периодический контроль качества (QC), предпочтительно проводимый квалифицированными сонографистами и / или сервисными инженерами. Частота периодических проверок качества ультразвуковых компонентов должна быть скорректирована с учетом вероятности обнаружения нестабильности или неправильной настройки. Это можно оценить, начав с частого проведения тестов, просмотрев журналы регистрации за длительный период и, при наличии задокументированной стабильности, снизив частоту тестирования.

Контроль качества

Контроль качества простого оборудования должен выполняться каждый день во время рутинного сканирования сонографом, чтобы выявить основные проблемы с изображениями и оборудованием. Однако для обеспечения качества ультразвукового изображения требуется внедрение программы контроля качества с периодическим измерением производительности системы для выявления проблем до возникновения серьезных сбоев. Используются фантомы, имитирующие ткани, с акустическими мишенями различных размеров и эхогенными характеристиками, встроенными в среду с равномерным ослаблением и скоростью звука, характерными для мягких тканей. Для оценки клинических возможностей ультразвуковой системы доступны различные многоцелевые фантомы. В течение каждого периода тестирования необходимо проводить одни и те же тесты, чтобы со временем можно было отслеживать изменения и предпринимать эффективные корректирующие действия. Результаты тестирования, корректирующие действия и последствия корректирующих действий должны документироваться и поддерживаться на месте. Другие проблемы, связанные с оборудованием, включают очистку воздушных фильтров; проверку на наличие ослабленных или изношенных кабелей; и проверку ручек, колес и замков колес в рамках тестов контроля качества. Этими задачами обычно занимаются специалисты по клинической инженерии или инженеры по обслуживанию оборудования производителя.

Наиболее часто упоминаемый источник нестабильности работы ультразвуковой системы связан с отображением на плохо отрегулированных видеомониторах. Смещение настроек ультразвукового прибора и / или плохие условия просмотра (например, портативное ультразвуковое исследование, проводимое в очень светлой палате для пациентов, что может привести к неправильной настройке усиления изображения) могут привести к неоптимальному отображению на мониторе softcopy. Аналоговые настройки контрастности и яркости монитора должны быть правильно установлены во время установки.

Методы допплерографии становятся все более распространенными при повседневном использовании медицинского ультразвукового оборудования. Зависимость от измерений потока для постановки диагноза требует демонстрации точного сбора и обработки данных. Фантомы контроля качества для оценки скорости и кровотока содержат одну или несколько трубок из материалов, имитирующих ткани, на различной глубине. Жидкость, имитирующая кровь, проталкивается через трубки с помощью тщательно откалиброванных насосов, чтобы обеспечить известную скорость для оценки точности доплеровского измерения скорости. Можно выполнить несколько тестов, включая максимальную глубину проникновения, при которой могут быть обнаружены формы колебаний потока, соответствие объема образца изображению в дуплексном режиме B, точность измерения скорости и объемного расхода. Для систем color flow оценивается чувствительность и согласование изображения color flow с изображением в оттенках серого при B-сканировании.

Акустическая мощность и биоэффекты

Акустическая мощность — это скорость производства, поглощения или потока энергии. Единицей мощности в системе СИ является ватт (Вт), определяемый как один джоуль энергии в секунду. Интенсивность звука — это скорость, с которой звуковая энергия проходит через единицу площади, и обычно выражается в единицах ватт на квадратный сантиметр (Вт/см ²) или милливатт на квадратный сантиметр (МВт / см ² ).

Уровни акустической мощности ультразвука сильно зависят от рабочих характеристик системы, включая мощность передачи, PRF, частоту преобразователя и режим работы. Биологические эффекты (биоэффекты) преимущественно связаны с нагревом тканей, вызываемым ультразвуком высокой интенсивности, используемым для улучшения качества изображения и функциональности. Для диагностической визуализации уровни интенсивности ниже порогового значения для документированных биоэффектов. В импульсном режиме работы ультразвука мгновенная интенсивность сильно меняется во времени и положении. В определенном месте ткани мгновенная интенсивность довольно велика, пока импульс ультразвука проходит через ткань, но длительность импульса коротка (всего около микросекунды), и на оставшуюся часть PRP интенсивность близка к нулю. Временная пиковая интенсивность, I _TP, представляет собой наивысшую мгновенную интенсивность луча; временное среднее значение, I _TA, представляет собой усредненную по времени интенсивность по PRP; а среднее значение по импульсу, I _PA, представляет собой среднюю интенсивность ультразвукового импульса. Пространственный пик, I _SP, представляет собой наибольшую пространственную интенсивность луча, а среднее значение по пространству, I _SA — средняя интенсивность по площади луча, обычно принимаемая за площадь преобразователя.

Тепловые и механические показатели работы ультразвука в настоящее время являются общепринятым методом определения уровней мощности для приборов реального времени, которые предоставляют оператору количественные оценки воздействия мощности на пациента. Эти показатели выбраны с учетом их соответствия рискам, связанным с биоэффектами, и постоянно обновляются на мониторе во время сканирования в режиме реального времени. Сонограф может использовать эти показатели для минимизации воздействия энергии на пациента и плод в соответствии с получением полезных клинических изображений в духе концепции ALARA (как можно более низкого уровня, насколько это разумно достижимо).

Тепловой индекс

Тепловой индекс, TI, представляет собой отношение акустической мощности, создаваемой преобразователем, к мощности, необходимой для поднятия ткани в зоне действия луча на 1 ° C. Это оценивается ультразвуковой системой с использованием алгоритмов, которые учитывают частоту ультразвука, площадь луча и выходную акустическую мощность преобразователя. Сделаны предположения об ослаблении и тепловых свойствах тканей при длительном постоянном воздействии. Указанное значение TI, равное 2, означает возможное повышение температуры тканей на 2 ° C, когда датчик неподвижен над заданным объемом ткани. На некоторых сканерах могут встречаться другие тепловые показатели: TIS (S для мягких тканей), TIB (B для кости) и TIC (C для кости черепа). Эти величины полезны из-за повышенного накопления тепла, которое может происходить на границе раздела кости и мягких тканей при наличии луча, особенно при акушерском сканировании на поздних сроках беременности и при использовании доплеровского ультразвука (где уровни мощности могут быть значительно выше). Значения TI обычно меньше 1 для большинства приложений ультразвуковой визуализации. Предельное значение TI зависит от времени сканирования; с увеличением TI допустимое время сканирования уменьшается. Разумно сохранять значения TI меньше 0,7.

Механический индекс

Механический индекс, MI, представляет собой величину, которая оценивает вероятность возникновения кавитации под действием ультразвукового луча. Кавитация является следствием отрицательных давлений (разрежения механической волны), которые вызывают образование пузырьков в результате извлечения растворенных газов из среды. ИМ прямо пропорциональна пиковому разрежающему (отрицательному) давлению и обратно пропорциональна квадратному корню из частоты ультразвука (в МГц). Кавитация может вызывать разрушение структур тканей в результате взрыва газовых пузырьков и связана с образованием свободных радикалов. Для приложений ультразвуковой визуализации ИМ обычно поддерживается на низком, безопасном уровне, со значениями, существенно меньшими 1. Управление по контролю за продуктами питания и лекарствами США (FDA) установило максимальный ИМ 1,9 для диагностической визуализации и 1,0 для акушерской визуализации.

Биологические механизмы и эффекты

Диагностическое ультразвуковое исследование имеет замечательные показатели безопасности. Несмотря на отсутствие доказательств того, что интенсивная ультразвуковая диагностика нанесла какой-либо вред, врачи и сонографы разумно и действительно обязаны учитывать соотношение пользы и риска при проведении ультразвукового исследования и принимать все меры предосторожности для обеспечения максимальной пользы при минимальном риске. Американский институт ультразвука в медицине рекомендует придерживаться принципов ALARA. FDA, которое контролирует требования к новому ультразвуковому оборудованию, требует включать выходные показатели MI и TI, чтобы дать пользователю обратную связь относительно подачи мощности на пациента. При очень высокой интенсивности ультразвук вызывает последующие биоэффекты за счет тепловых и механических механизмов. Уровни и продолжительность обычных визуализирующих и доплеровских исследований существенно ниже порога известных нежелательных эффектов. Несмотря на то, что ультразвук считается безопасным при правильном использовании, благоразумие требует, чтобы воздействие ультразвука было ограничено только теми пациентами, для которых будет получена определенная польза.