Физика

Принципы, практика и артефакты

У. Норман Макдикен и Питер Р. Хоскинс

Был разработан ряд методов, использующих сдвиг частоты ультразвука при его отражении от движущейся крови. Этот сдвиг частоты известен как «эффект Доплера».  Обычно выделяют пять типов диагностического допплеровского прибора:

1.  Непрерывно-волновой (CW) допплер.

2.  Импульсно-волновой (ПВ) допплер.

3.  Дуплексный допплер

4.  Цветная допплерография (CDI; визуализация скорости цвета, визуализация цветового потока)

5.  Энергетическая допплерография.

Характеристики ультразвукового луча, распространение ультразвука в тканях и конструкция датчиков, обнаруженных при визуализации в B-режиме, имеют отношение к допплеровским методам.2 – 6

Эффект Доплера и его применение.

Для всех волн, таких как звук или свет, эффект Доплера — это изменение наблюдаемой частоты волны из-за движения источника или наблюдателя. Это происходит либо из-за того, что источник растягивает или сжимает волну, либо из-за того, что наблюдатель встречает волну быстрее или медленнее в результате своего движения. В базовом медицинском использовании эффекта Доплера источник и наблюдатель (приемник) представляют собой передающий и принимающий элементы, обычно расположенные рядом друг с другом в ручном датчике ( рис. 1-1А ). На передающий элемент подается непрерывный циклический электрический сигнал, в результате чего генерируется соответствующий ультразвуковой луч непрерывного действия. Когда ультразвук рассеивается или отражается от движущейся структуры внутри тела, он испытывает доплеровский сдвиг своей частоты и возвращается к принимающему (детектирующему) элементу. Отраженный ультразвук также обнаруживается от статических поверхностей внутри тела, но его частота не подвергается доплеровскому сдвигу. После приема отраженного ультразвука доплеровский прибор разделяет сигналы от статических и движущихся структур, используя их разную частоту.

Движение отражателя к преобразователю приводит к увеличению частоты отраженного ультразвука, тогда как движение в сторону снижает его. Электроника системы определяет, имеет ли обнаруженный ультразвук более высокую или более низкую частоту, чем передаваемая, и, следовательно, извлекает информацию о направлении движения относительно преобразователя.

Когда линия движения отражателя находится под углом θ к лучу преобразователя, доплеровский сдвиг f _D определяется выражением:

где f _t — передаваемая частота, f _r — принимаемая частота, c — скорость ультразвука и u. cos θ (т.е. u  × косинус θ ) — составляющая скорости отражающего агента вдоль направления ультразвукового луча. Для типичного случая кровотока в поверхностном сосуде:

Частота передачи, f _t  = 5 МГц = 5 × 10 ⁶  Гц

Скорость звука в мягких тканях, с  = 1540 м/с.

Скорость движения крови, u  = 30 см/с.

Угол между ультразвуковым лучом и направлением потока, θ  = 45 ^°

Таким образом, доплеровский сдвиг равен:

Сдвиг частоты небольшой и находится в пределах слышимого диапазона. В ультразвуковом доплеровском приборе электроника предназначена для извлечения разницы частот f _D  =  f _t – f _r (частота доплеровского сдвига). Таким образом, прибор может подавать сигнал частоты f _D на какое-либо выходное устройство, например громкоговоритель или частотный анализатор.

До сих пор мы рассматривали ультразвуковой луч, отражающийся от конструкции, движущейся с фиксированной скоростью, и, следовательно, генерирующий доплеровский сдвиг одной конкретной частоты. На практике отражающих клеток крови много, и их скорости различны. Поэтому ультразвуковые сигналы, возвращаемые в детектор от разных клеток, претерпевают разные доплеровские сдвиги и складываются вместе, образуя сложный сигнал, содержащий диапазон частот. Частоты доплеровского сдвига извлекаются из обнаруженного сложного сигнала и могут быть поданы на громкоговоритель, где их можно интерпретировать путем прослушивания. Высокочастотные (высокочастотные) компоненты слышимого звука связаны с высокими скоростями, тогда как низкочастотные компоненты соответствуют низким скоростям. Сильные сигналы, а именно сигналы громкой громкости, соответствуют сильным эхосигналам, получившим доплеровский сдвиг. Сильные сигналы могут быть вызваны обнаружением большого количества клеток крови, скажем, в большом сосуде, или эхо-сигналами от тканей. Выходной дисплей, называемый спектральным дисплеем или спектрограммой, часто используется для отображения частотного содержания доплеровских сигналов.

В методе PW-доплера сигнал электрического возбуждения подается на передающий элемент через регулярные промежутки времени в виде импульсов, каждый из которых обычно содержит 10 циклов, и поэтому передается соответствующая серия импульсов ультразвука, разделенных интервалами непередачи длительностью около 20 раз больше, чем каждый импульс. Затем от отражателя принимаются равномерно расположенные эхо-сигналы, и их можно рассматривать как образцы сигнала, который был бы принят, если бы передавалась непрерывная волна. Если отражатель движется, электроника системы может извлечь из образцов сигнал доплеровского сдвига. Уравнение Доплера снова применимо к этому доплеровскому сдвигу и может использоваться для расчета скорости отражателя. 

Преимуществом PW-доплера является то, что, поскольку используется импульсный ультразвук, дальность движущейся цели можно измерить по времени возврата эха, а также ее скорость по доплеровскому сдвигу. Дальность можно измерить по одному эхо-сигналу; однако для расчета доплеровских сдвигов и, следовательно, скорости отражателя обычно требуется 50–100 эхо-сигналов. Как и в случае с CW, группа клеток крови, движущихся с разными скоростями, создает диапазон частотных составляющих доплеровского сдвига в выходном сигнале.

Выше отмечалось, что частота отраженного ультразвука смещается вверх или вниз в зависимости от того, движется ли отражатель к преобразователю или от него. Числовой пример иллюстрирует этот момент и подчеркивает небольшие изменения частоты, которые должен различать прибор. Когда ультразвук с частотой 2 МГц отражается от объекта, движущегося со скоростью 30 см ^-1 в направлении преобразователя, он возвращается в приемник с частотой 2,00078 МГц, сдвиг +0,00078 МГц. Если объект перемещается на расстояние 30 см ^-1 от датчика, ультразвук возвращается с частотой 1,99922 МГц, сдвиг -0,00078 МГц. Практически все доплеровские инструменты, измеряющие скорость, сохраняют информацию о направлении.

Приборы непрерывной и импульсной допплерографии

Приборы для допплерографии кровотока должны быть чрезвычайно чувствительными и способны обнаруживать слабые сигналы от движущейся крови в присутствии гораздо более сильных сигналов от статических или движущихся тканей; последние вызывают появление низкочастотных сигналов «помех» доплеровского сдвига. Величина рассеянного сигнала от крови обычно на 40 дБ ниже сигнала, полученного от мягких тканей, т.е. амплитуда эхо-сигнала крови обычно составляет одну сотую амплитуды эхо-сигнала мягких тканей. Единица дБ (децибел) — это мера размера сигнала относительно другого сигнала; второй сигнал часто является опорным сигналом или, возможно, входным сигналом усилителя, с которым сравнивается выходной сигнал. Сигналы кровотока могут быть обнаружены, даже если сосуд четко не изображен, например, в мозге плода или почечной артерии новорожденного.

Преобразователь базового устройства непрерывного допплера имеет два независимых пьезоэлектрических элемента. Поскольку передающий элемент постоянно генерирует непрерывную ультразвуковую волну, второй элемент используется для обнаружения отраженного ультразвука. Когда режим непрерывного допплера реализуется как часть ультразвуковой системы, в которой используются матричные преобразователи, для передачи и приема используются отдельные группы элементов решетки. При выделении частоты доплеровского сдвига часто используется фильтр «стеночного удара» для удаления из сигнала крупных низкочастотных компонентов, например, от медленно движущихся стенок сосудов. Обычно в доплеровском устройстве, работающем на частоте 5 МГц, частоты доплеровского сдвига ниже 100 Гц удаляются путем фильтрации. Базовые инструменты CW-допплера небольшие и недорогие; Возможности режима CW Doppler включены в некоторые системы массивов, чтобы позволить им обнаруживать высокие скорости (см. раздел об артефактах сглаживания ниже).

Поле передаваемого ультразвука и зона максимальной чувствительности приема перекрываются для определенного диапазона перед преобразователем ( рис. 1-1А ). Любая движущаяся структура в этой области перекрытия будет вносить свой вклад в общий доплеровский сигнал. Форму области перекрытия (форму пучка) можно рассматривать как имеющую грубую фокусировку, которая зависит от формы поля и зоны, а также от угла их ориентации друг к другу. На практике форма луча датчиков непрерывного допплера редко бывает хорошо известна. Прибор для измерения кровотока с частотой 5 МГц может быть сфокусирован на расстоянии 2 или 3 см от датчика, а прибор с частотой 10 МГц — на расстоянии 0,5–1 см. Приборы CW-доплера обычно имеют выходную интенсивность ультразвука (I _spta ) менее 10 мВт/см2, ^хотя она может быть значительно выше при использовании в сочетании с дуплексными системами для измерения высоких скоростей.

Прибор PW Doppler, работающий с ультразвуковыми импульсами частотой 5 МГц, может иметь частоту повторения импульсов (PRF) 10 000 в секунду, т. е. 10 кГц. Наивысшая скорость, которую может измерить прибор, прямо пропорциональна его PRF (см. «Артефакт псевдонимов» ниже); поэтому PRF делается как можно выше, избегая при этом перекрытия между последовательными последовательностями эхо-сигналов. Последовательность эхо-сигналов создается при прохождении передаваемого импульса через отражающие границы раздела и области рассеивающих целей. После усиления последовательные эхо-сигналы с определенной глубины отбираются с помощью электронного стробирования и извлекается частота доплеровского сдвига, как описано выше.

Импульсные допплеровские устройства можно использовать отдельно, медленно изменяя направление луча или глубину стробируемого диапазона во время прослушивания выходного сигнала, например, при исследованиях транскраниального кровотока. Идентификация сосудов упрощается за счет объединения режима PW-допплера с режимом B-сканирования в реальном времени для формирования дуплексной системы; однако это, очевидно, увеличивает стоимость и сложность.

Поскольку ультразвук является импульсным и время возбуждения короткое, в автономном блоке PW для передачи и приема используется монокристаллический преобразователь ( рис. 1-1Б ). При настройке электронного вентиля для отбора сигнала из определенного диапазона отражатели в объеме, известном как объем выборки, вносят свой вклад в сигнал. Форма и размер объема образца определяются рядом факторов: длиной передаваемого импульса, шириной луча, длиной диапазона стробирования, а также характеристиками электроники и преобразователя. Объем образца часто описывают как каплю по форме ( рис. 1-1В ). Длина объема выборки обычно изменяется путем изменения длины диапазона стробирования. В установке кровотока для поверхностных сосудов длина объема образца может составлять всего 1 мм, тогда как в транскраниальном устройстве она может составлять 1 или 2 см; однако точная длина редко известна.

Интенсивность ультразвукового выхода импульсных допплеровских инструментов значительно варьируется от устройства к устройству. Интенсивность (см. раздел «Безопасность» ниже) обычно может составлять несколько сотен мВт/см2, ^но может достигать и 1000 мВт/ ^см2 , особенно когда требуется проникновение в кость, как при транскраниальной допплерографии. В настоящее время наиболее распространенным применением автономных установок PW является транскраниальное исследование сосудов головного мозга.

Краткое изложение технических факторов, касающихся использования приборов непрерывной и импульсной допплерографии, приведено во вставке 1-1 .

ВСТАВКА 1-1 Технические факторы при использовании непрерывного и импульсно-волнового допплера

1. Доплеровские лучи подвергаются тем же физическим процессам в тканях, что и лучи B-моды, т.е. затуханию, рефракции, изменению скорости звука, дефокусировке и т. д.
2. Поскольку автономные устройства CW и PW используются вслепую, направление луча, а также объем образца в случае PW необходимо систематически перемещать через интересующую область, чтобы максимизировать как громкость, так и высоту слышимого доплеровского сигнала.
3. PW-допплер подвержен артефактам наложения при измерении высоких скоростей, а CW-допплер — нет.
4. Чувствительность (усиление, мощность передачи) доплеровского блока не должна быть настолько высокой, чтобы шум ухудшал качество сигнала.
5. Прибор следует оценивать на нормальных сосудах, где известен характер кровотока и хорошо понятен ожидаемый допплеровский сигнал.
6. Фильтр ударов по стенкам должен быть достаточно высоким, чтобы удалять сильный низкочастотный сигнал со стенок сосудов и любых других движущихся тканей.
7. Конечный результат во многих случаях должен представлять собой отчетливое изображение, называемое «спектрограммой» или «сонограммой» (см. раздел «Анализатор спектра» ниже), с четко определенной трассой максимальной скорости.
8. Поскольку маловероятно, что угол луч-сосуд будет известен, сонограмму невозможно откалибровать по скорости, а вертикальная ось остается частотой доплеровского сдвига.
9. Следует позаботиться о том, чтобы обеспечить хорошую акустическую связь между датчиком и пациентом. Поскольку связанного изображения нет, не всегда очевидно, что слабый сигнал может быть вызван недостатком связующего агента.
10. По возможности следует получить информацию о форме объема образца как для непрерывного, так и для PW-пучков. Размер объема образца может быть связан с размером исследуемого сосуда. При использовании CW Doppler дискриминация по глубине очень незначительна. При использовании PW Doppler глубина и размер объема образца задаются пользователем.

Визуализация и допплерография

При использовании допплеровских методов используются три типа визуализации. Первый метод, известный как «дуплексный допплер», использует B-сканер в реальном времени для определения места, в котором необходимо исследовать кровоток, а затем этот участок опрашивается доплеровским лучом. Второй тип создает изображение на основе допплеровской информации, т.е. изображение скоростей в областях кровотока. ⁸ Известный как «цветной допплер», «визуализация цветного потока» или «визуализация скорости цвета», он обычно сочетается с обычным B-сканированием в реальном времени, так что отображаются как структура ткани, так и области кровотока. Третий тип допплерографии похож на цветную допплерографию, но генерирует изображение мощности допплеровского сигнала из расположений пикселей по всему полю зрения и известен как «энергетическая допплерография» (энергетический допплер). ^9. Изображение в энергетическом допплеровском режиме отображает количество крови, движущейся в каждой области, т.е. изображение обнаруженного пула крови.

ДУПЛЕКСНЫЕ ИНСТРУМЕНТЫ

Дуплексные системы связывают функции CW или PW допплера и B-сканеры в реальном времени, так что доплеровский луч может опрашивать определенные места на изображении B-скана ( рис. 1-2 ). Дуплекс CW обычно используется только там, где необходимо измерить очень высокие скорости без артефактов наложения, например, при оценке скорости струи через стенозированные сердечные клапаны. Направление луча CW показано линией, пересекающей изображение B-скана. В случае импульсно-волнового допплера маркеры на линии луча показывают положение объема образца. Допплеровский луч часто направляют поперек поля зрения так, чтобы он не пересекал кровоток под углом 90°.

В дуплексных системах частота передаваемого ультразвука в доплеровском режиме зачастую ниже, чем в В-режиме. Низкая частота доплеровского луча позволяет обрабатывать более высокие скорости до возникновения наложения спектров, а высокая частота B-сканирования предназначена для оптимизации разрешения изображения. Примером может быть 5 МГц для допплеровского режима и 7 МГц для B-режима при исследовании поверхностных сосудов.

Краткое изложение технических факторов, связанных с использованием дуплексных допплеровских инструментов, представлено в Блоке 1-2 .

ВСТАВКА 1-2 Технические факторы использования дуплексного допплера

1. Факторы, указанные выше для CW и PW допплера, также могут иметь значение.
2. Спектрограмму можно получить из известного сосуда и известного места внутри сосуда.
3. Доплеровский луч может преломляться и не проходить вдоль линии, показанной на изображении в B-режиме.
4. Угол луч-сосуд можно измерить вручную, что позволяет оценить скорость кровотока.
5. Простые оценки скорости кровотока можно получить на основе измеренного диаметра и средней скорости.
6. Спектральное уширение из-за использования датчиков с широкой апертурой для обеспечения хорошей фокусировки может привести к большим ошибкам при измерении максимальной скорости.
7. Поскольку доплеровский луч остается фиксированным, а PRF высок, особое внимание следует уделять выходным сигналам PW-блоков с точки зрения безопасности.

ЦВЕТНОЕ ДОПЛЕРОВСКОЕ ИЗОБРАЖЕНИЕ

Методы импульсной допплерографии требуют передачи от 50 до 100 ультразвуковых импульсов в каждом направлении луча для определения скорости крови в объеме образца. Поэтому невозможно быстро перемещать луч через плоскость сканирования для создания допплеровских изображений скорости потока в реальном времени. Такая визуализация стала возможной, когда была разработана обработка сигналов, которая могла быстро измерять среднюю скорость крови в каждом объеме образца по небольшому количеству ультразвуковых эхо-импульсов. Метод, называемый «автокорреляционной обработкой» сигналов крови, быстро дает среднюю скорость в каждом небольшом объеме образца вдоль луча ( рис. 1-1C ). Эта цветная допплерография в реальном времени обрабатывает от 2 до 16 эхо-сигналов из каждого объема образца. Кроме того, направление потока определяется путем проверки сигналов на предмет направления сдвига, как для CW- и PW-допплеровских устройств. Затем каждому пикселю изображения присваивается цветовая маркировка направления относительно преобразователя и среднего доплеровского сдвига ( рис. 1-3А ).

B-сканирование и допплеровская визуализация выполняются с помощью обычных типов датчиков реального времени. Эхо-сигналы от крови и тканей обрабатываются по двум сигнальным путям в электронике системы ( рис. 1-4 ). Проходя по одному пути, сигналы создают изображение B-скана в реальном времени; идя по другому пути, для получения изображения цветового потока используются обработка автокорреляционной функции и определение направления потока. Важная схема исключения на пути автокорреляции отделяет сигналы большой амплитуды, исходящие от тканей, и исключает их из обработки скорости кровотока. Затем изображения в B-режиме и средней скорости накладываются друг на друга на окончательном изображении. Строго говоря, изображение течения представляет собой среднюю частоту доплеровского сдвига, а не среднюю скорость, поскольку углы луч-сосуд во всем поле зрения не измеряются. Цветовые оттенки на изображении могут указывать на величину скорости, например светло-красный для высокой скорости и темно-красный для низкой скорости. Турбулентность, связанная с диапазоном скоростей в каждом объеме пробы, может быть представлена ​​разными цветами или мозаикой цветов.

РИСУНОК 1-4. Пути обработки сигналов B-режима и допплеровского изображения в сканирующем аппарате.

Допплеровские изображения обычно содержат около 64 подлинных строк информации и 128 последовательных объемов выборок вдоль каждой линии. Частота кадров варьируется от 5 до 40 кадров в секунду в зависимости от глубины проникновения и ширины поля зрения. Как и при B-сканировании, внешний вид изображения обычно улучшается за счет вставки дополнительных строк или кадров, данные которых рассчитываются на основе подлинных строк. Этот процесс известен как интерполяция. Изменение потока может происходить быстро в течение сердечного цикла, поэтому сохранение в кинопетле, скажем, последних 128 кадров имеет ценность для целей анализа. Доплеровские спектрограммы можно построить, выбрав соответствующее направление луча и расположение объема образца на изображении, а затем переключившись в режим PW или CW. Методы PW и CW допплера предоставляют более подробную информацию о скорости крови, чем цветной допплер, поэтому спектральная информация по-прежнему имеет ценность.

Краткое изложение технических факторов, связанных с использованием цветного допплеровского картирования, представлено во вставке 1-3 .

ВСТАВКА 1-3 Технические факторы в использовании цветного допплеровского картирования

1. Средний доплеровский сдвиг частоты — это величина, которая представлена ​​в виде цветовой кодировки в каждом пикселе. Когда на цветной полосе указана скорость, угол луч-корпус предполагается равным нулю на всем изображении.
2. Составляющая скорости вдоль доплеровского луча сильно зависит от угла между направлением потока и направлением луча (зависимость косинуса θ ). Поэтому цвета, изображенные на изображении, сильно зависят от угла.
3. Картина потока на цветном допплеровском дисплее может быть связана со структурами, показанными на изображении в B-режиме.
4. Цветное допплеровское картирование представляет собой импульсный метод, поэтому наложение спектров является проблемой.
5. Хороший аппарат цветного допплера — это тот, который хорошо различает сигналы от тканей и крови.
6. Поле зрения цветного допплера должно быть настроено так, чтобы охватывать только интересующую область и, следовательно, максимизировать частоту кадров.
7. Диапазон скоростей, охватываемый цветовой шкалой, должен быть тщательно согласован со скоростями, ожидаемыми в исследовании.
8. Кинопетля полезна для просмотра быстро меняющихся характеристик кровотока.
9. Изменение зарегистрированного в сосуде цвета, скажем, с синего на красный, может не означать изменения направления течения по сосуду. Это может просто означать, что угол луча-потока изменился с менее 90° до более 90°.

Энергетическая доплеровская визуализация

Вместо среднего сдвига частоты может отображаться мощность доплеровского сигнала от каждого небольшого объема образца в поле зрения ( рис. 1-3В ). Мощность сигнала из каждой точки зависит от количества движущихся клеток крови в этом объеме образца. Изображение энергетического допплера можно рассматривать как изображение пула крови. В энергетическом режиме не измеряется скорость или направление, поэтому изображение мало зависит от угла и не страдает от наложения спектров; однако он, очевидно, дает меньше информации о кровотоке. Привлекательность энергетических доплеровских изображений заключается в том, что они меньше страдают от шума, чем изображения скорости, поскольку мощность фонового шума для любого объема образца без сигнала кровотока меньше, чем мощность фонового шума плюс доплеровский сигнал при наличии кровотока. . Фоновый шум может использоваться для установки порога, выше которого принимаются сигналы для доплеровского потока. Таким образом, шум из областей объема образца, в которых отсутствует кровоток, снижается на энергетическом изображении с помощью порогового детектора. Однако, когда тот же сигнал используется в режиме визуализации скорости, шум создает среднее значение скорости, которое аппарат будет воспринимать как реальную скорость крови и которое, следовательно, появится на изображении. Таким образом, режим энергетического допплера менее подвержен шуму и, следовательно, более чувствителен и может использоваться для обнаружения мелких сосудов. Дополнительную чувствительность можно получить путем усреднения изображений мощности по нескольким кадрам, чтобы еще больше уменьшить паразитный распределенный шум. При визуализации скорости существует интерес к демонстрации быстрых изменений кровотока, поэтому используется меньше усреднений.

Энергетическая допплерография часто дает более полное изображение сосудистой сети, чем скоростная визуализация. Это сделало его популярным в клиническом использовании, и первоначально его обычно используют для определения местоположения интересующих областей перед исследованием с помощью цветного допплера или дуплексных методов. Также возможно использовать информацию о направлении в сигнале для цветового кодирования соответствующего изображения мощности.

Краткое изложение технических факторов, связанных с использованием энергетической допплерографии, представлено во вставке 1-4 .

ВСТАВКА 1-4   Технические факторы в использовании энергетической допплерографии

1.  На энергетическом допплеровском изображении мощность доплеровского сигнала в каждом пикселе имеет цветовую маркировку.

2.  Информация о скорости не отображается.

3.  Сигнал энергетического доплера нечувствителен к направлению; поэтому отображение одинаково, независимо от того, течет ли кровь к датчику или от него. Однако некоторые системы отображают разные цвета в зависимости от направления кровотока, включая некоторую доплеровскую информацию о направлении.

4.  Изображение в энергетическом допплеровском режиме нечувствительно к углу, за исключением угла около 90°, где доплеровский сигнал может упасть ниже фильтра помех, который отсекает низкие доплеровские сдвиги, и сигнал не отображается.

5.  Наложение спектров отсутствует, поскольку информация о частоте (т. е. скорости) не оценивается на основе доплеровского сигнала.

6.  Энергетическое допплеровское изображение очень чувствительно к движению ткани или зонда (артефакт вспышки). Некоторые машины оснащены светофильтром, чтобы уменьшить этот эффект.

Ультразвуковые контрастные вещества с микропузырьками

Был рассмотрен ряд агентов, которые могут усиливать рассеяние ультразвука в крови и, следовательно, могут использоваться в качестве эхоусилителей или контрастных агентов. Офир и Паркер ¹⁰ рассмотрели контрастные вещества. Из этого обзора и более недавнего опыта стало очевидно, что агенты в форме инкапсулированных микропузырьков, безусловно, с наибольшей вероятностью станут успешными агентами, усиливающими эхо, в ближайшем будущем. Это происходит из-за большой разницы в акустическом импедансе между газом в пузырьках и окружающей кровью. Кроме того, пузырьки диаметром в несколько микрон имеют основную резонансную частоту в несколько мегагерц. Например, пузырьки диаметром 4 мкм резонируют на частоте 4 МГц, что вполне соответствует диапазону медицинских ультразвуковых систем. Пузырьки таких размеров важны, поскольку даже при очень тонкой инкапсуляции они способны проходить через капилляры легких в большой круг кровообращения. Исследование, проведенное комитетом Американского общества эхокардиографии, пришло к выводу, что контрастная эхокардиография несет минимальный риск для пациентов и что было мало остаточных или осложняющих побочных эффектов.  Другие исследования подтвердили эти выводы; однако требуется дополнительная работа над новыми агентами по мере их появления. 

Разработка примерно в 1990 году микропузырьков контрастного вещества, которые можно было использовать для чрескожной венозной инъекции, стала прорывом, который привел к нынешнему высокому уровню активности в этой области. В Таблице 1-1 приведены примеры агентов, которые в настоящее время находятся в стадии коммерческой разработки. Большие молекулы газа инкапсулируются в некоторые агенты, чтобы снизить скорость диффузии и тем самым увеличить срок службы пузырьков. Обычно время жизни в крови колеблется от 2–3 мин до 20–30 мин. Привлекательность контрастных веществ заключается в способности усиливать сигнал, получаемый от мелких кровеносных сосудов, которые трудно обнаружить обычными допплеровскими методами, например, сосудов головного мозга или почек. Также существует интерес к исследованиям перфузии, например, для наблюдения и измерения вымывания и вымывания агента из миокарда аналогично исследованиям в области ядерной медицины.

ТАБЛИЦА 1-1

Свойства некоторых коммерчески доступных контрастных веществ для ультразвука

С любезного разрешения К. М. Морана, Эдинбургский университет.

Усиленное рассеяние получается, если пузырек озонировать ультразвуком с частотой, равной частоте основного резонанса пузырька. При малой мощности (т.е. малых амплитудах давления ультразвуковой волны) колебания пузырька происходят вокруг его центра и прямо пропорциональны величине колебаний давления в ультразвуковой волне. Однако при более высоких мощностях колебания искажаются и пузырьками генерируется ультразвук на частотах, отличных от частоты падающей волны. Эти частоты известны как гармоники и просто связаны с основной резонансной частотой пузырька, так что частота второй гармоники в два раза превышает основную частоту. Существует значительный интерес к обнаружению и использованию второй гармоники, поскольку ткани не производят этого эффекта в значительной степени, а сигнал второй гармоники исходит преимущественно от агента, усиливающего эхо, в кровеносных сосудах. И импульсно-эхо-система, и допплеровская система были разработаны для выделения второй гармонической составляющей ультразвука, возвращаемого датчику, и использования ее для усиления сигнала от агента в крови, возможно, на целых 20–30 дБ. Эти системы проходят оценку в клинической практике. ¹³

Рассеяние контрастных веществ также может быть усилено, если колебания акустического давления в пучке достаточно велики, чтобы повредить микропузырьки, вызывая их утечку. Затем рядом с исходным образуется неинкапсулированный газовый пузырь; однако, поскольку он не имеет внешней оболочки, рассеяние от него не затухает и может быть примерно в 1000 раз выше, чем от инкапсулированного пузыря. Этот эффект был использован в методе, известном как «прерывистая» или «переходная» визуализация, которая дает время для замены поврежденных пузырьков между проходами ультразвукового луча. ¹⁴

Краткое описание технических факторов, связанных с использованием контрастных веществ в виде микропузырьков, представлено во вставке 1-5 .

ВСТАВКА 1-5   Технические факторы при использовании контрастных веществ из микропузырьков

Контрастные вещества все еще разрабатываются, но некоторые важные технические моменты включают в себя:

1.  Проверьте возраст и срок годности средства.

2.  Микропузырьковые контрастные вещества довольно хрупкие. Инструкции по обращению следует тщательно соблюдать.

3.  Ультразвуковой луч способен разрушить некоторые микропузырьки; Поэтому более высокая мощность передачи не обязательно приведет к более сильному эхо-сигналу.

4.  Некоторые контрастные вещества можно озонировать при высоком акустическом давлении, чтобы усилить обратное рассеяние за счет разрушения пузырьков. Это явление также известно как «акустически стимулированное излучение». Аспекты его безопасности все еще нуждаются в полной оценке.

5.  Определите физические явления, которые, как ожидается, будут присутствовать в рабочих условиях и которые будут усиливать эхо-сигнал, например рассеяние гармоник, образование свободных пузырьков и разрушение пузырьков.

Информация из доплеровских сигналов

Когда допплеровский сигнал с информацией о скорости крови получен, его необходимо интерпретировать. Для обнаружения заболеваний крайне важно получать сигналы хорошего качества.

АНАЛИЗАТОР СПЕКТРА

Доплеровский сигнал можно анализировать на его частотные составляющие, чтобы получить представление о скоростях клеток крови в каждый момент времени ( рис. 1-5 ). Анализируются короткие временные интервалы доплеровского сигнала, например сегмент длительностью 5 мс. Это создает мгновенный спектр частот в объеме выборки за этот период времени. Если затем применить угловую коррекцию, этот спектр будет представлять диапазон скоростей в объеме образца. Частоты в каждом спектре отображаются вдоль вертикальной линии, на которой мощность каждой частотной составляющей отображается в виде оттенка серого. Последовательные спектры скорости затем отображаются в виде расположенных рядом вертикальных линий серого цвета. Таким образом строится спектральное изображение, или спектрограмма ( рис. 1-6 ). Обратите внимание на разницу между мгновенным спектром скоростей, который говорит нам о характере скоростей в объеме образца в данный момент, и спектральным отображением или спектрограммой, которая показывает, как характер скоростей меняется со временем. Спектрограммы генерируются в режиме реального времени во время клинического обследования, и обычно можно сохранить несколько секунд кривой в анализаторе для последующего просмотра.

РИСУНОК 1-6. Нормальная сонограмма (А); (B) увеличенный вид сегмента между стрелками, иллюстрирующий структуру пикселей и рисунок спеклов.

Временное разрешение спектрограммы, то есть наименьший различимый временной интервал, равно длине части доплеровского сигнала, используемого для создания каждого мгновенного спектра, и обычно составляет 5–10 мс. Ось частоты (или скорости) спектрограммы обычно имеет около 100 делений шкалы по 100 Гц каждый. Таким образом, доплеровский сигнал разделяется на частотные компоненты, разделенные частотой 100 Гц, что соответствует частотному разрешению спектрограммы.

Часто желательно провести измерения на спектрограмме, например, оценить время между двумя событиями или максимальную скорость во время систолы или диастолы. Измерение выполняется путем размещения курсора на соответствующих точках интереса, после чего системный компьютер может выполнить различные расчеты. Индексы, связанные с формой спектрограммы и, следовательно, с нормальностью или аномальностью скоростей потока, могут быть рассчитаны внутри анализатора и отображены на его экране. Они обсуждаются далее в этой главе. Колебательную форму спектра или полученную на его основе трассу часто называют формой волны.

Краткое изложение технических факторов, касающихся спектрального анализа, приведено в Блоке 1-6 .

ВСТАВКА 1-6 Технические факторы в отношении спектрального анализа

1. Настройте шкалу частоты и времени для наилучшего отображения подробной информации на сонограмме, отрегулировав шкалу скорости, базовую линию и скорость развертки.
2. Настройте оттенки серого или цвета спектрального дисплея так, чтобы обеспечить наилучшее качество изображения, отрегулировав доплеровское усиление.
3. С осторожностью относиться к информации от слабых сигналов на шумном фоне.
4. Прежде чем можно будет отследить максимальную частоту, необходима четкая спектрограмма.
5. Обычно лучше всего проводить измерения в течение как минимум пяти сердечных циклов. Однако если это невозможно, возможно, из-за дыхательных движений, полезную информацию можно получить из одного или двух сердечных циклов.
6. Используйте всю емкость анализатора и используйте функцию прокрутки, чтобы выбрать наиболее подходящую часть спектрограммы для проведения соответствующих измерений.
7. Тщательно проверьте надежность и точность методов автоматического отслеживания и расчетов, полученных с помощью ультразвуковой системы.
8. Обратите внимание, была ли вертикальная ось откалибрована по скорости с учетом угла луч-корпус.
9. Чтобы получить воспроизводимые результаты, старайтесь использовать один и тот же угол луч-сосуд для всех исследований, например 60°.

Спектрограммы (сонограммы) и индексы

Звуковой допплеровский сигнал хорошего качества обеспечит качественную сонограмму. Ухудшение сонограммы происходит из-за электронного и акустического шума, который может стать проблемой только в том случае, если усиление доплеровского устройства или анализатора очень велико для обнаружения слабых сигналов. Шум на сонограммах создает значительные трудности для автоматического расчета величин, поэтому их следует использовать с осторожностью. Если автоматический режим не может справиться с шумом, то трассы следует строить вручную, используя способность глаза отличать истинный сигнал от шума. Следует также помнить, что вертикальная ось сонограммы может быть обозначена как скорость только после измерения угла луч-сосуд.

ИНДЕКСЫ ВОЛНЫ

Индексы формы сигнала получаются из комбинации нескольких доминирующих особенностей формы сигнала.  Индексы, имеющие в литературе одинаковые или похожие названия, иногда определяются по-разному, поэтому первым шагом является проверка определения любого индекса, который будет использоваться. На практике в значительной степени используются только два класса индексов: те, которые связаны со степенью диастолического кровотока, и другие, связанные со спектральным расширением. Изменение во времени максимальной скорости, отображаемой на спектрограмме, обычно используется в качестве источника данных для получения индекса ( рис. 1-7 ). Поскольку максимальная скорость не всегда четко видна на спектрограмме, некоторые анализаторы создают след, тесно связанный со следом максимальной скорости. Одним из примеров является трасса, показывающая верхнюю границу скорости, ниже которой компоненты скорости содержат семь восьмых мощности доплеровского сигнала.

РИСУНОК 1-7 Спектральный сигнал, показывающий кривую максимальной скорости (белый) и кривую средней скорости (синий).

Также используется форма сигнала средней скорости (форма сигнала средней скорости) ( рис. 1-7 ). Для расчета средней скорости в каждый момент времени используются значения скорости и интенсивности сигнала для каждой компоненты скорости мгновенного спектра. Средняя скорость используется вместе с площадью поперечного сечения сосуда для расчета скорости кровотока. Однако точно измерить среднюю скорость сложно, и существует ряд других проблем, связанных с расчетом скорости потока; они обсуждаются далее в Главе 2 .

Поскольку угол луч-корпус не всегда может быть известен, формы сигналов или спектрограммы не будут корректироваться по углу. Поэтому индексы определяются с использованием соотношений скоростей. В таком соотношении угловые коэффициенты появляются как сверху, так и снизу и, следовательно, компенсируют друг друга, так что индекс не зависит от угла луча. Ошибки также уменьшаются за счет усреднения рассчитанных показателей по нескольким циклам сердца.

Ниже кратко рассмотрен ряд наиболее часто встречающихся индексов:

Соотношение А/Б

Соотношение A/B определяется как соотношение двух заданных скоростей, например максимальных скоростей, в двух точках сердечного цикла ( рис. 1-8 ). Обычно он используется там, где в форме волны нет обратного потока.

Индекс сопротивления (RI)

На Рис. 1-8 :

Высокое сопротивление в дистальных сосудах приводит к низкому диастолическому потоку в питающей артерии и приводит к высокому значению этого индекса; низкое сопротивление приводит к низкому значению, поскольку диастолический поток выше. Он также известен как индекс Пурсело.

Индекс пульсации (PI)

Индекс пульсации (ПИ) определяется как:

Это соотношение используется в сосудах, где может возникнуть обратный ток, например в нижних конечностях ( рис. 1-8 ). Обычно PI может иметь значение 10 для нормальной общей бедренной артерии, но может быть около 2, когда проксимальное заболевание сильно ослабляет форму волны.

Как определено выше, индекс PI зависит от частоты сердечных сокращений. Чтобы избежать этого, PI можно рассчитать за определенное время от начала систолы, например, за первые 500 мс. Индекс пульсации тогда обозначается как «PI (500)».

Коэффициент демпфирования

Коэффициент демпфирования определяется как соотношение показателей пульсации в двух участках артерии. Он количественно определяет затухание формы волны ниже по течению вдоль больного сосуда.

Числовое значение этого индекса увеличивается по мере усугубления заболевания, причем значение 2 типично для высокой степени затухания. Этот индекс упоминается для полноты, он не получил широкого распространения.

Спектральное расширение

Турбулентность увеличивает диапазон скоростей клеток крови в сосуде. Одним из показателей для количественной оценки расширения спектра скоростей является:

Выводы о наличии турбулентности следует делать с осторожностью и только после ознакомления с закономерностями ламинарного и пробкового течения для конкретного используемого прибора. Другие технические факторы могут вызвать расширение спектра: например, «геометрическое расширение спектра», которое возникает в результате диапазона доплеровских углов, которые любой конкретный кровяной тельца прикладывает к различным точкам на поверхности датчика.

Время пробега

Время прохождения волны пульсового давления по артерии можно измерить, поместив допплеровский датчик на оба ее конца. Исходя из этого времени и зная длину, рассчитывается скорость пульсовой волны (СПВ). В качестве альтернативы, используя электрокардиограмму (ЭКГ) и один допплеровский прибор, также можно измерить время прохождения, при этом QRS ЭКГ показывает время, когда импульс давления покидает сердце. Сначала измеряется время, за которое пульс пройдет путь от сердца до проксимального участка артерии; Затем измеряется второй раз, чтобы пульс прошел от сердца к дистальному участку. Вычитание этих двух значений дает время прохождения, и, если известна длина артерии, можно рассчитать СПВ. Любая ошибка, связанная с предположением, что QRS представляет собой момент, когда пульс покидает сердце, устраняется вычитанием.

Нормальная аорта имеет СПВ около 10 м/с. Тогда время прохождения вдоль 0,5 м составит 50 мс. Скорость пульсовой волны зависит от состояния стенки артерии и артериального давления. Этот индекс также упоминается для полноты, он не получил широкого распространения.

Краткое изложение технических факторов, связанных с анализом формы сигнала, приведено в Блоке 1-7 .

ВСТАВКА 1-7 Технические факторы в применении индексов формы сигнала

1. Используйте качественные спектральные данные для расчета индексов.
2. Большинство индексов рассчитываются с использованием максимальной доплеровской частоты, поскольку она относительно нечувствительна к выравниванию луча и сосуда и размеру объема образца.
3. Сдвиг средней доплеровской частоты очень чувствителен к выравниванию и размеру объема выборки и не широко используется для оценки индексов.
4. Показатели формы сигнала нечувствительны к углу луч-сосуд, за исключением угла около 90°, когда конечно-диастолический компонент может исчезнуть ниже фильтра верхних частот.
5. Для использования в акушерстве стенной фильтр должен быть установлен на низкую частоту, обычно 50–100 Гц, чтобы можно было однозначно установить отсутствие конечно-диастолического кровотока.
6. Наиболее подходящий индекс или измерение для каждого применения можно определить из литературы. Индексы полезны тем, что позволяют классифицировать закономерности скоростей и соотносить их с болезненными состояниями. Однако они не извлекают больше информации, чем можно получить при прямом наблюдении всей сонограммы.

Артефакты в допплеровских методах

Здесь упомянуты наиболее важные артефакты и предложены методы борьбы с ними. Более подробную информацию можно найти в других текстах. ^2, 5 С артефактами обычно борются, объясняя их происхождение или признавая, что они встречаются довольно часто и не имеют значения.

ЗАТУХАНИЕ

Уменьшение размера эхо-сигнала из-за ослабления луча в тканях будет известно по визуализации в B-режиме, и те же процессы затухания происходят и при допплеровских методах, так что более сильные сигналы обнаруживаются из поверхностных сосудов, чем из глубоких. С помощью устройств CW Doppler этот дисбаланс невозможно компенсировать. В автономных и дуплексных доплеровских устройствах PW сигналы поступают из объема образца на выбранной глубине, поэтому усиление можно регулировать для оптимизации сигнала. При цветном допплеровском и энергетическом допплеровском картировании компенсация временного усиления (TGC) может помочь компенсировать затухание, но чаще всего обрабатываются только все сигналы, которые превышают уровень шума; очевидно, что те, кто находится на глубоких судах, будут ближе к уровню шума и, следовательно, будут с большей вероятностью подвергаться воздействию шума.

РЕФРАКЦИЯ

Преломление приводит к отклонению луча, когда он пересекает под углом границу раздела двух тканей, в которых скорость звука различна. Поэтому направление оси преобразователя может не совпадать с фактическим путем луча. В дуплексных системах более слабый сигнал, чем ожидалось, от хорошо отображаемого сосуда, вероятно, обусловлен рефракцией доплеровского луча. Это не такая проблема с инструментами цветного или энергетического допплеровского картирования, поскольку наличие сигнала сначала отмечается на изображении, прежде чем предпринимается попытка какого-либо спектрального анализа.

ЗАТЕНЕНИЕ И УЛУЧШЕНИЕ

Затухание допплеровского луча в структуре может быть настолько большим, что кровоток за ней невозможно обнаружить, например, при кальцинированной бляшке на стенке сосуда. Контрастные вещества с микропузырьками также могут вызывать проблемы с затенением. Усиление сигнала происходит, когда луч проходит через среду с низким ослаблением и достигает сосуда, например скопления околоплодных вод или полного мочевого пузыря.

ШИРИНА ЛУЧИ

Широкий луч может вызывать вклад в доплеровский сигнал от движущихся структур, находящихся далеко от центральной оси. Скорее всего, это происходит из-за сильного отражателя, такого как створка сердечного клапана, но это также может быть связано с крупным кровеносным сосудом. Узкий луч может привести лишь к частичному облучению сосуда с соответствующими ошибками в доплеровском сигнале; например, чрезмерный акцент на высокоскоростном потоке в центре сосуда происходит, когда узкий луч направлен внутрь сосуда, но не охватывает более медленно движущуюся кровь сбоку.

СПЕКТРАЛЬНОЕ РАСШИРЕНИЕ

Спектральное уширение — еще один артефакт, возникающий из-за формы луча. Как отмечалось при обсуждении индекса спектрального уширения, это возникает из-за того, что ультразвуковой луч озонирует объем образца в диапазоне углов из разных точек на поверхности преобразователя.

ЗАВЫШЕНИЕ МАКСИМАЛЬНОЙ СКОРОСТИ

Максимальная скорость крови часто представляет клинический интерес, поскольку она имеет физиологическое значение и часто легко определяется на спектрограмме. Однако при его измерении могут возникнуть большие ошибки, если не принять меры по их предотвращению. Если максимальную скорость измерить в лаборатории с помощью струнного фантома, имитирующего линию клеток крови, проходящих через объем образца, то окажется, что скорость завышена ( рис. 1-9А ), и ошибка заметно возрастает по мере приближения угла 90°. Поскольку сегмент активной решетки имеет конечную длину, обычно 20–40% от всей решетки, разные элементы будут регистрировать разные углы луч-корпус и, следовательно, доплеровские сдвиги, как показано на рис. 1-9B ; элементы с более высокими углами также будут больше подвержены влиянию угловой ошибки, показанной на рис. 1-9А . Наибольший доплеровский сдвиг и, следовательно, наибольшая измеренная скорость будут зарегистрированы элементами с наименьшими углами луч-корпус. Строго говоря, следует внести поправку, чтобы учесть тот факт, что максимальная скорость не измеряется ультразвуком, распространяющимся вдоль центральной оси луча, как предполагается в основном уравнении Доплера, но производители не приняли этот подход. Ошибки оценки максимальной скорости, показанные на рис. 1-9 , типичны для современных линейных антенн. Ошибки для фазированных решеток, которые используются в кардиологии, меньше из-за их меньших доплеровских апертур. В клинической практике при использовании линейных решеток ошибки уменьшаются за счет использования малых углов (обычно 45–60°) и использования индексов, использующих соотношения скоростей, как описано на рис. 1-8 . 

РИСУНОК 1-9. Завышение максимальной скорости: (A) Погрешности скорости, измеренные с использованием фантома струны. Истинная скорость струны составляет 0,61 м/с, но скорость, измеренная с помощью доплеровского ультразвука, завышена, причем степень завышения увеличивается по мере приближения угла луча к 90 ^° . (Б) Геометрическое расширение спектра из-за конечного размера активной области массива. Более высокие доплеровские сдвиги принимаются на одном конце доплеровской апертуры, меньшие — на другом конце. Доплеровская система обычно выполняет коррекцию угла относительно центра апертуры.

Спекл и спектральный дисплей

Крапчатый вид сонограммы возникает из-за флуктуаций уровней мощности компонент скорости в соседних пикселях ( рис. 1-6 ). Эти колебания происходят из-за изменений ультразвукового сигнала, полученного из-за случайного распределения клеток крови. Из-за этого спекл-шума уровень мощности в пикселе не может быть напрямую связан с количеством ячеек, движущихся с определенной скоростью. Усреднение уровней мощности в соседних пикселях дает более точную оценку количества ячеек, движущихся с каждой скоростью.

НЕПРАВИЛЬНОЕ СОЕДИНЕНИЕ

Слабые допплеровские сигналы можно объяснить отсутствием связующей среды между датчиком и кожей. В приложениях CW и PW допплера этот артефакт не так очевиден, как в методах визуализации, где легко увидеть плохое проникновение.

ЭЛЕКТРИЧЕСКИЙ ПИКАП

Допплеровские устройства должны быть очень чувствительными и поэтому склонны к электрическому улавливанию паразитных сигналов. Некоторые такие сигналы можно распознать по их характеру на сонограмме. Блок анализатора спектра может позволить оператору попытаться очистить сонограмму, удалив паразитные сигналы.

СЖАТИЕ СПЕКТРАЛЬНОГО ДИСПЛЕЯ

Информация теряется при сжатии сонограммы либо по оттенкам серого, либо по масштабу представления. Сонограмму следует рассматривать как тип изображения и, следовательно, представлять ее с оптимальным контрастом оттенков серого и пространственной детализацией. Последнее означает, что масштабы оси скорости и времени должны быть выбраны так, чтобы показать подробную структуру сонограммы. На точность измерений сонограммы также влияет плохое представление.

ОШИБОЧНОЕ ОПРЕДЕЛЕНИЕ НАПРАВЛЕНИЯ

Схема определения направления не всегда работает правильно, поскольку ее конструкция и реализация сложны. В этом случае поток будет представлен в неправильном направлении либо на сонограмме, либо на цветном допплеровском изображении; если есть подозрение на это, то настройку системы можно проверить, исследуя нормальную артерию, направление кровотока в которой известно.

ФИЛЬТРАЦИЯ

Фильтры используются для снижения низких частот, например, получаемых от стенок артерий. Фильтры также удаляют информацию о медленно движущейся крови, но обычно это не является серьезной проблемой, если только не требуется точно измерить среднюю скорость или конкретно медленный поток ( рис. 1-10 ).

РИСУНОК 1-10 Фильтрация. (А) Стандартная сонограмма. Увеличение фильтра верхних частот (ударов по стене) (B) удаляет низкоскоростные сигналы и информацию.

ГЕНЕРАЦИЯ ГАРМОНИК ПУТЕМ БОЛЬШИХ ИСКАЖЕНИЙ СИГНАЛА

Гармоники частоты кратны этой частоте; например, гармоники 100 Гц — это 200 Гц, 300 Гц и т. д. Если сигнал слишком велик, чтобы его могла обработать электроника, он искажается и затем содержит дополнительные гармонические частотные компоненты. При анализе такого искаженного сигнала гармоники появляются на спектральном дисплее через регулярные частотные интервалы. Сильные сигналы кровотока демонстрируют гармонические компоненты в виде более высокочастотной части сонограммы, превышающей ту, которая, вероятно, была бы получена, если бы усиление было уменьшено ( рис. 1-11 ).

РИСУНОК 1-11 . Увеличение усиления от (A) к (C). Очень высокий коэффициент усиления искажает сигнал и вносит гармонические частоты.

Физика: принципы, практика и артефакты

Глава 1ФизикаПринципы, практика и артефакты

У. Норман Макдикен и Питер Р. Хоскинс

Был разработан ряд методов, использующих сдвиг частоты ультразвука при его отражении от движущейся крови. Этот сдвиг частоты известен как «эффект Доплера». ¹ Обычно выделяют пять типов диагностического допплеровского прибора:

1.  Непрерывно-волновой (CW) допплер.

2.  Импульсно-волновой (ПВ) допплер.

3.  Дуплексный допплер

4.  Цветная допплерография (CDI; визуализация скорости цвета, визуализация цветового потока)

5.  Энергетическая допплерография.

Характеристики ультразвукового луча, распространение ультразвука в тканях и конструкция датчиков, обнаруженных при визуализации в B-режиме, имеют отношение к допплеровским методам.2 – 6

Эффект Доплера и его применение.

Для всех волн, таких как звук или свет, эффект Доплера — это изменение наблюдаемой частоты волны из-за движения источника или наблюдателя. Это происходит либо из-за того, что источник растягивает или сжимает волну, либо из-за того, что наблюдатель встречает волну быстрее или медленнее в результате своего движения. В базовом медицинском использовании эффекта Доплера источник и наблюдатель (приемник) представляют собой передающий и принимающий элементы, обычно расположенные рядом друг с другом в ручном датчике ( рис. 1-1А ). На передающий элемент подается непрерывный циклический электрический сигнал, в результате чего генерируется соответствующий ультразвуковой луч непрерывного действия. Когда ультразвук рассеивается или отражается от движущейся структуры внутри тела, он испытывает доплеровский сдвиг своей частоты и возвращается к принимающему (детектирующему) элементу. Отраженный ультразвук также обнаруживается от статических поверхностей внутри тела, но его частота не подвергается доплеровскому сдвигу. После приема отраженного ультразвука доплеровский прибор разделяет сигналы от статических и движущихся структур, используя их разную частоту.

РИСУНОК 1-1. Объемы выборки в доплеровском методе. (A) Для двухкристаллического доплеровского аппарата непрерывной волны. (B) Для импульсно-волнового доплеровского аппарата. (C) Соседние объемы образцов вдоль луча для визуализации доплеровских единиц.

Движение отражателя к преобразователю приводит к увеличению частоты отраженного ультразвука, тогда как движение в сторону снижает его. Электроника системы определяет, имеет ли обнаруженный ультразвук более высокую или более низкую частоту, чем передаваемая, и, следовательно, извлекает информацию о направлении движения относительно преобразователя.

Когда линия движения отражателя находится под углом θ к лучу преобразователя, доплеровский сдвиг f _D определяется выражением:

где f _t — передаваемая частота, f _r — принимаемая частота, c — скорость ультразвука и u. cos θ (т.е. u  × косинус θ ) — составляющая скорости отражающего агента вдоль направления ультразвукового луча. Для типичного случая кровотока в поверхностном сосуде:

Частота передачи, f _t  = 5 МГц = 5 × 10 ⁶  Гц

Скорость звука в мягких тканях, с  = 1540 м/с.

Скорость движения крови, u  = 30 см/с.

Угол между ультразвуковым лучом и направлением потока, θ  = 45 ^°

Таким образом, доплеровский сдвиг равен:

Сдвиг частоты небольшой и находится в пределах слышимого диапазона. В ультразвуковом доплеровском приборе электроника предназначена для извлечения разницы частот f _D  =  f _t – f _r (частота доплеровского сдвига). Таким образом, прибор может подавать сигнал частоты f _D на какое-либо выходное устройство, например громкоговоритель или частотный анализатор.

До сих пор мы рассматривали ультразвуковой луч, отражающийся от конструкции, движущейся с фиксированной скоростью, и, следовательно, генерирующий доплеровский сдвиг одной конкретной частоты. На практике отражающих клеток крови много, и их скорости различны. Поэтому ультразвуковые сигналы, возвращаемые в детектор от разных клеток, претерпевают разные доплеровские сдвиги и складываются вместе, образуя сложный сигнал, содержащий диапазон частот. Частоты доплеровского сдвига извлекаются из обнаруженного сложного сигнала и могут быть поданы на громкоговоритель, где их можно интерпретировать путем прослушивания. Высокочастотные (высокочастотные) компоненты слышимого звука связаны с высокими скоростями, тогда как низкочастотные компоненты соответствуют низким скоростям. Сильные сигналы, а именно сигналы громкой громкости, соответствуют сильным эхосигналам, получившим доплеровский сдвиг. Сильные сигналы могут быть вызваны обнаружением большого количества клеток крови, скажем, в большом сосуде, или эхо-сигналами от тканей. Выходной дисплей, называемый спектральным дисплеем или спектрограммой, часто используется для отображения частотного содержания доплеровских сигналов.

В методе PW-доплера сигнал электрического возбуждения подается на передающий элемент через регулярные промежутки времени в виде импульсов, каждый из которых обычно содержит 10 циклов, и поэтому передается соответствующая серия импульсов ультразвука, разделенных интервалами непередачи длительностью около 20 раз больше, чем каждый импульс. Затем от отражателя принимаются равномерно расположенные эхо-сигналы, и их можно рассматривать как образцы сигнала, который был бы принят, если бы передавалась непрерывная волна. Если отражатель движется, электроника системы может извлечь из образцов сигнал доплеровского сдвига. Уравнение Доплера снова применимо к этому доплеровскому сдвигу и может использоваться для расчета скорости отражателя. ⁷

Преимуществом PW-доплера является то, что, поскольку используется импульсный ультразвук, дальность движущейся цели можно измерить по времени возврата эха, а также ее скорость по доплеровскому сдвигу. Дальность можно измерить по одному эхо-сигналу; однако для расчета доплеровских сдвигов и, следовательно, скорости отражателя обычно требуется 50–100 эхо-сигналов. Как и в случае с CW, группа клеток крови, движущихся с разными скоростями, создает диапазон частотных составляющих доплеровского сдвига в выходном сигнале.

Выше отмечалось, что частота отраженного ультразвука смещается вверх или вниз в зависимости от того, движется ли отражатель к преобразователю или от него. Числовой пример иллюстрирует этот момент и подчеркивает небольшие изменения частоты, которые должен различать прибор. Когда ультразвук с частотой 2 МГц отражается от объекта, движущегося со скоростью 30 см ^-1 в направлении преобразователя, он возвращается в приемник с частотой 2,00078 МГц, сдвиг +0,00078 МГц. Если объект перемещается на расстояние 30 см ^-1 от датчика, ультразвук возвращается с частотой 1,99922 МГц, сдвиг -0,00078 МГц. Практически все доплеровские инструменты, измеряющие скорость, сохраняют информацию о направлении.

Приборы непрерывной и импульсной допплерографии

Приборы для допплерографии кровотока должны быть чрезвычайно чувствительными и способны обнаруживать слабые сигналы от движущейся крови в присутствии гораздо более сильных сигналов от статических или движущихся тканей; последние вызывают появление низкочастотных сигналов «помех» доплеровского сдвига. Величина рассеянного сигнала от крови обычно на 40 дБ ниже сигнала, полученного от мягких тканей, т.е. амплитуда эхо-сигнала крови обычно составляет одну сотую амплитуды эхо-сигнала мягких тканей. Единица дБ (децибел) — это мера размера сигнала относительно другого сигнала; второй сигнал часто является опорным сигналом или, возможно, входным сигналом усилителя, с которым сравнивается выходной сигнал. Сигналы кровотока могут быть обнаружены, даже если сосуд четко не изображен, например, в мозге плода или почечной артерии новорожденного.

Преобразователь базового устройства непрерывного допплера имеет два независимых пьезоэлектрических элемента. Поскольку передающий элемент постоянно генерирует непрерывную ультразвуковую волну, второй элемент используется для обнаружения отраженного ультразвука. Когда режим непрерывного допплера реализуется как часть ультразвуковой системы, в которой используются матричные преобразователи, для передачи и приема используются отдельные группы элементов решетки. При выделении частоты доплеровского сдвига часто используется фильтр «стеночного удара» для удаления из сигнала крупных низкочастотных компонентов, например, от медленно движущихся стенок сосудов. Обычно в доплеровском устройстве, работающем на частоте 5 МГц, частоты доплеровского сдвига ниже 100 Гц удаляются путем фильтрации. Базовые инструменты CW-допплера небольшие и недорогие; Возможности режима CW Doppler включены в некоторые системы массивов, чтобы позволить им обнаруживать высокие скорости (см. раздел об артефактах сглаживания ниже).

Поле передаваемого ультразвука и зона максимальной чувствительности приема перекрываются для определенного диапазона перед преобразователем ( рис. 1-1А ). Любая движущаяся структура в этой области перекрытия будет вносить свой вклад в общий доплеровский сигнал. Форму области перекрытия (форму пучка) можно рассматривать как имеющую грубую фокусировку, которая зависит от формы поля и зоны, а также от угла их ориентации друг к другу. На практике форма луча датчиков непрерывного допплера редко бывает хорошо известна. Прибор для измерения кровотока с частотой 5 МГц может быть сфокусирован на расстоянии 2 или 3 см от датчика, а прибор с частотой 10 МГц — на расстоянии 0,5–1 см. Приборы CW-доплера обычно имеют выходную интенсивность ультразвука (I _spta ) менее 10 мВт/см2, ^хотя она может быть значительно выше при использовании в сочетании с дуплексными системами для измерения высоких скоростей.

Прибор PW Doppler, работающий с ультразвуковыми импульсами частотой 5 МГц, может иметь частоту повторения импульсов (PRF) 10 000 в секунду, т. е. 10 кГц. Наивысшая скорость, которую может измерить прибор, прямо пропорциональна его PRF (см. «Артефакт псевдонимов» ниже); поэтому PRF делается как можно выше, избегая при этом перекрытия между последовательными последовательностями эхо-сигналов. Последовательность эхо-сигналов создается при прохождении передаваемого импульса через отражающие границы раздела и области рассеивающих целей. После усиления последовательные эхо-сигналы с определенной глубины отбираются с помощью электронного стробирования и извлекается частота доплеровского сдвига, как описано выше.

Импульсные допплеровские устройства можно использовать отдельно, медленно изменяя направление луча или глубину стробируемого диапазона во время прослушивания выходного сигнала, например, при исследованиях транскраниального кровотока. Идентификация сосудов упрощается за счет объединения режима PW-допплера с режимом B-сканирования в реальном времени для формирования дуплексной системы; однако это, очевидно, увеличивает стоимость и сложность.

Поскольку ультразвук является импульсным и время возбуждения короткое, в автономном блоке PW для передачи и приема используется монокристаллический преобразователь ( рис. 1-1Б ). При настройке электронного вентиля для отбора сигнала из определенного диапазона отражатели в объеме, известном как объем выборки, вносят свой вклад в сигнал. Форма и размер объема образца определяются рядом факторов: длиной передаваемого импульса, шириной луча, длиной диапазона стробирования, а также характеристиками электроники и преобразователя. Объем образца часто описывают как каплю по форме ( рис. 1-1В ). Длина объема выборки обычно изменяется путем изменения длины диапазона стробирования. В установке кровотока для поверхностных сосудов длина объема образца может составлять всего 1 мм, тогда как в транскраниальном устройстве она может составлять 1 или 2 см; однако точная длина редко известна.

Интенсивность ультразвукового выхода импульсных допплеровских инструментов значительно варьируется от устройства к устройству. Интенсивность (см. раздел «Безопасность» ниже) обычно может составлять несколько сотен мВт/см2, ^но может достигать и 1000 мВт/ ^см2 , особенно когда требуется проникновение в кость, как при транскраниальной допплерографии. В настоящее время наиболее распространенным применением автономных установок PW является транскраниальное исследование сосудов головного мозга.

Краткое изложение технических факторов, касающихся использования приборов непрерывной и импульсной допплерографии, приведено во вставке 1-1 .ВСТАВКА 1-1   Технические факторы при использовании непрерывного и импульсно-волнового допплера

1.  Доплеровские лучи подвергаются тем же физическим процессам в тканях, что и лучи B-моды, т.е. затуханию, рефракции, изменению скорости звука, дефокусировке и т. д.

2.  Поскольку автономные устройства CW и PW используются вслепую, направление луча, а также объем образца в случае PW необходимо систематически перемещать через интересующую область, чтобы максимизировать как громкость, так и высоту слышимого доплеровского сигнала.

3.  PW-допплер подвержен артефактам наложения при измерении высоких скоростей, а CW-допплер — нет.

4.  Чувствительность (усиление, мощность передачи) доплеровского блока не должна быть настолько высокой, чтобы шум ухудшал качество сигнала.

5.  Прибор следует оценивать на нормальных сосудах, где известен характер кровотока и хорошо понятен ожидаемый допплеровский сигнал.

6.  Фильтр ударов по стенкам должен быть достаточно высоким, чтобы удалять сильный низкочастотный сигнал со стенок сосудов и любых других движущихся тканей.

7.  Конечный результат во многих случаях должен представлять собой отчетливое изображение, называемое «спектрограммой» или «сонограммой» (см. раздел «Анализатор спектра» ниже), с четко определенной трассой максимальной скорости.

8.  Поскольку маловероятно, что угол луч-сосуд будет известен, сонограмму невозможно откалибровать по скорости, а вертикальная ось остается частотой доплеровского сдвига.

9.  Следует позаботиться о том, чтобы обеспечить хорошую акустическую связь между датчиком и пациентом. Поскольку связанного изображения нет, не всегда очевидно, что слабый сигнал может быть вызван недостатком связующего агента.

10.  По возможности следует получить информацию о форме объема образца как для непрерывного, так и для PW-пучков. Размер объема образца может быть связан с размером исследуемого сосуда. При использовании CW Doppler дискриминация по глубине очень незначительна. При использовании PW Doppler глубина и размер объема образца задаются пользователем.

Визуализация и допплерография

При использовании допплеровских методов используются три типа визуализации. Первый метод, известный как «дуплексный допплер», использует B-сканер в реальном времени для определения места, в котором необходимо исследовать кровоток, а затем этот участок опрашивается доплеровским лучом. Второй тип создает изображение на основе допплеровской информации, т.е. изображение скоростей в областях кровотока. ⁸ Известный как «цветной допплер», «визуализация цветного потока» или «визуализация скорости цвета», он обычно сочетается с обычным B-сканированием в реальном времени, так что отображаются как структура ткани, так и области кровотока. Третий тип допплерографии похож на цветную допплерографию, но генерирует изображение мощности допплеровского сигнала из расположений пикселей по всему полю зрения и известен как «энергетическая допплерография» (энергетический допплер). ^9. Изображение в энергетическом допплеровском режиме отображает количество крови, движущейся в каждой области, т.е. изображение обнаруженного пула крови.

ДУПЛЕКСНЫЕ ИНСТРУМЕНТЫ

Дуплексные системы связывают функции CW или PW допплера и B-сканеры в реальном времени, так что доплеровский луч может опрашивать определенные места на изображении B-скана ( рис. 1-2 ). Дуплекс CW обычно используется только там, где необходимо измерить очень высокие скорости без артефактов наложения, например, при оценке скорости струи через стенозированные сердечные клапаны. Направление луча CW показано линией, пересекающей изображение B-скана. В случае импульсно-волнового допплера маркеры на линии луча показывают положение объема образца. Допплеровский луч часто направляют поперек поля зрения так, чтобы он не пересекал кровоток под углом 90°.

РИСУНОК 1-2 Дуплексная система, сочетающая в себе B-режим в реальном времени (- – – – ) и доплеровский луч (—) переменного положения в поле зрения B-режима.

В дуплексных системах частота передаваемого ультразвука в доплеровском режиме зачастую ниже, чем в В-режиме. Низкая частота доплеровского луча позволяет обрабатывать более высокие скорости до возникновения наложения спектров, а высокая частота B-сканирования предназначена для оптимизации разрешения изображения. Примером может быть 5 МГц для допплеровского режима и 7 МГц для B-режима при исследовании поверхностных сосудов.

Краткое изложение технических факторов, связанных с использованием дуплексных допплеровских инструментов, представлено в Блоке 1-2 .ВСТАВКА 1-2   Технические факторы использования дуплексного допплера

1.  Факторы, указанные выше для CW и PW допплера, также могут иметь значение.

2.  Спектрограмму можно получить из известного сосуда и известного места внутри сосуда.

3.  Доплеровский луч может преломляться и не проходить вдоль линии, показанной на изображении в B-режиме.

4.  Угол луч-сосуд можно измерить вручную, что позволяет оценить скорость кровотока.

5.  Простые оценки скорости кровотока можно получить на основе измеренного диаметра и средней скорости.

6.  Спектральное уширение из-за использования датчиков с широкой апертурой для обеспечения хорошей фокусировки может привести к большим ошибкам при измерении максимальной скорости.

7.  Поскольку доплеровский луч остается фиксированным, а PRF высок, особое внимание следует уделять выходным сигналам PW-блоков с точки зрения безопасности.

ЦВЕТНОЕ ДОПЛЕРОВСКОЕ ИЗОБРАЖЕНИЕ

Методы импульсной допплерографии требуют передачи от 50 до 100 ультразвуковых импульсов в каждом направлении луча для определения скорости крови в объеме образца. Поэтому невозможно быстро перемещать луч через плоскость сканирования для создания допплеровских изображений скорости потока в реальном времени. Такая визуализация стала возможной, когда была разработана обработка сигналов, которая могла быстро измерять среднюю скорость крови в каждом объеме образца по небольшому количеству ультразвуковых эхо-импульсов. Метод, называемый «автокорреляционной обработкой» сигналов крови, быстро дает среднюю скорость в каждом небольшом объеме образца вдоль луча ( рис. 1-1C ). Эта цветная допплерография в реальном времени обрабатывает от 2 до 16 эхо-сигналов из каждого объема образца. Кроме того, направление потока определяется путем проверки сигналов на предмет направления сдвига, как для CW- и PW-допплеровских устройств. Затем каждому пикселю изображения присваивается цветовая маркировка направления относительно преобразователя и среднего доплеровского сдвига ( рис. 1-3А ).

РИСУНОК 1-3 (A) Цветное изображение потока слева направо в прямой трубке. Когда составляющая скорости потока движется вдоль луча по направлению к преобразователю, она обозначается красным цветом, когда составляющая вдоль луча находится вдали от преобразователя, она обозначается синим цветом. (B) Энергетическое допплеровское изображение потока в прямой трубке. Направление потока не измеряется, поэтому оно не имеет цветовой маркировки.

B-сканирование и допплеровская визуализация выполняются с помощью обычных типов датчиков реального времени. Эхо-сигналы от крови и тканей обрабатываются по двум сигнальным путям в электронике системы ( рис. 1-4 ). Проходя по одному пути, сигналы создают изображение B-скана в реальном времени; идя по другому пути, для получения изображения цветового потока используются обработка автокорреляционной функции и определение направления потока. Важная схема исключения на пути автокорреляции отделяет сигналы большой амплитуды, исходящие от тканей, и исключает их из обработки скорости кровотока. Затем изображения в B-режиме и средней скорости накладываются друг на друга на окончательном изображении. Строго говоря, изображение течения представляет собой среднюю частоту доплеровского сдвига, а не среднюю скорость, поскольку углы луч-сосуд во всем поле зрения не измеряются. Цветовые оттенки на изображении могут указывать на величину скорости, например светло-красный для высокой скорости и темно-красный для низкой скорости. Турбулентность, связанная с диапазоном скоростей в каждом объеме пробы, может быть представлена ​​разными цветами или мозаикой цветов.

РИСУНОК 1-4. Пути обработки сигналов B-режима и допплеровского изображения в сканирующем аппарате.

Допплеровские изображения обычно содержат около 64 подлинных строк информации и 128 последовательных объемов выборок вдоль каждой линии. Частота кадров варьируется от 5 до 40 кадров в секунду в зависимости от глубины проникновения и ширины поля зрения. Как и при B-сканировании, внешний вид изображения обычно улучшается за счет вставки дополнительных строк или кадров, данные которых рассчитываются на основе подлинных строк. Этот процесс известен как интерполяция. Изменение потока может происходить быстро в течение сердечного цикла, поэтому сохранение в кинопетле, скажем, последних 128 кадров имеет ценность для целей анализа. Доплеровские спектрограммы можно построить, выбрав соответствующее направление луча и расположение объема образца на изображении, а затем переключившись в режим PW или CW. Методы PW и CW допплера предоставляют более подробную информацию о скорости крови, чем цветной допплер, поэтому спектральная информация по-прежнему имеет ценность.

Краткое изложение технических факторов, связанных с использованием цветного допплеровского картирования, представлено во вставке 1-3 .ВСТАВКА 1-3   Технические факторы в использовании цветного допплеровского картирования

1.  Средний доплеровский сдвиг частоты — это величина, которая представлена ​​в виде цветовой кодировки в каждом пикселе. Когда на цветной полосе указана скорость, угол луч-корпус предполагается равным нулю на всем изображении.

2.  Составляющая скорости вдоль доплеровского луча сильно зависит от угла между направлением потока и направлением луча (зависимость косинуса θ ). Поэтому цвета, изображенные на изображении, сильно зависят от угла.

3.  Картина потока на цветном допплеровском дисплее может быть связана со структурами, показанными на изображении в B-режиме.

4.  Цветное допплеровское картирование представляет собой импульсный метод, поэтому наложение спектров является проблемой.

5.  Хороший аппарат цветного допплера — это тот, который хорошо различает сигналы от тканей и крови.

6.  Поле зрения цветного допплера должно быть настроено так, чтобы охватывать только интересующую область и, следовательно, максимизировать частоту кадров.

7.  Диапазон скоростей, охватываемый цветовой шкалой, должен быть тщательно согласован со скоростями, ожидаемыми в исследовании.

8.  Кинопетля полезна для просмотра быстро меняющихся характеристик кровотока.

9.  Изменение зарегистрированного в сосуде цвета, скажем, с синего на красный, может не означать изменения направления течения по сосуду. Это может просто означать, что угол луча-потока изменился с менее 90° до более 90°.

Энергетическая доплеровская визуализация

Вместо среднего сдвига частоты может отображаться мощность доплеровского сигнала от каждого небольшого объема образца в поле зрения ( рис. 1-3В ). Мощность сигнала из каждой точки зависит от количества движущихся клеток крови в этом объеме образца. Изображение энергетического допплера можно рассматривать как изображение пула крови. В энергетическом режиме не измеряется скорость или направление, поэтому изображение мало зависит от угла и не страдает от наложения спектров; однако он, очевидно, дает меньше информации о кровотоке. Привлекательность энергетических доплеровских изображений заключается в том, что они меньше страдают от шума, чем изображения скорости, поскольку мощность фонового шума для любого объема образца без сигнала кровотока меньше, чем мощность фонового шума плюс доплеровский сигнал при наличии кровотока. . Фоновый шум может использоваться для установки порога, выше которого принимаются сигналы для доплеровского потока. Таким образом, шум из областей объема образца, в которых отсутствует кровоток, снижается на энергетическом изображении с помощью порогового детектора. Однако, когда тот же сигнал используется в режиме визуализации скорости, шум создает среднее значение скорости, которое аппарат будет воспринимать как реальную скорость крови и которое, следовательно, появится на изображении. Таким образом, режим энергетического допплера менее подвержен шуму и, следовательно, более чувствителен и может использоваться для обнаружения мелких сосудов. Дополнительную чувствительность можно получить путем усреднения изображений мощности по нескольким кадрам, чтобы еще больше уменьшить паразитный распределенный шум. При визуализации скорости существует интерес к демонстрации быстрых изменений кровотока, поэтому используется меньше усреднений.

Энергетическая допплерография часто дает более полное изображение сосудистой сети, чем скоростная визуализация. Это сделало его популярным в клиническом использовании, и первоначально его обычно используют для определения местоположения интересующих областей перед исследованием с помощью цветного допплера или дуплексных методов. Также возможно использовать информацию о направлении в сигнале для цветового кодирования соответствующего изображения мощности.

Краткое изложение технических факторов, связанных с использованием энергетической допплерографии, представлено во вставке 1-4 .ВСТАВКА 1-4   Технические факторы в использовании энергетической допплерографии

1.  На энергетическом допплеровском изображении мощность доплеровского сигнала в каждом пикселе имеет цветовую маркировку.

2.  Информация о скорости не отображается.

3.  Сигнал энергетического доплера нечувствителен к направлению; поэтому отображение одинаково, независимо от того, течет ли кровь к датчику или от него. Однако некоторые системы отображают разные цвета в зависимости от направления кровотока, включая некоторую доплеровскую информацию о направлении.

4.  Изображение в энергетическом допплеровском режиме нечувствительно к углу, за исключением угла около 90°, где доплеровский сигнал может упасть ниже фильтра помех, который отсекает низкие доплеровские сдвиги, и сигнал не отображается.

5.  Наложение спектров отсутствует, поскольку информация о частоте (т. е. скорости) не оценивается на основе доплеровского сигнала.

6.  Энергетическое допплеровское изображение очень чувствительно к движению ткани или зонда (артефакт вспышки). Некоторые машины оснащены светофильтром, чтобы уменьшить этот эффект.

Ультразвуковые контрастные вещества с микропузырьками

Был рассмотрен ряд агентов, которые могут усиливать рассеяние ультразвука в крови и, следовательно, могут использоваться в качестве эхоусилителей или контрастных агентов. Офир и Паркер ¹⁰ рассмотрели контрастные вещества. Из этого обзора и более недавнего опыта стало очевидно, что агенты в форме инкапсулированных микропузырьков, безусловно, с наибольшей вероятностью станут успешными агентами, усиливающими эхо, в ближайшем будущем. Это происходит из-за большой разницы в акустическом импедансе между газом в пузырьках и окружающей кровью. Кроме того, пузырьки диаметром в несколько микрон имеют основную резонансную частоту в несколько мегагерц. Например, пузырьки диаметром 4 мкм резонируют на частоте 4 МГц, что вполне соответствует диапазону медицинских ультразвуковых систем. Пузырьки таких размеров важны, поскольку даже при очень тонкой инкапсуляции они способны проходить через капилляры легких в большой круг кровообращения. Исследование, проведенное комитетом Американского общества эхокардиографии, пришло к выводу, что контрастная эхокардиография несет минимальный риск для пациентов и что было мало остаточных или осложняющих побочных эффектов. ¹¹ Другие исследования подтвердили эти выводы; однако требуется дополнительная работа над новыми агентами по мере их появления. ¹²

Разработка примерно в 1990 году микропузырьков контрастного вещества, которые можно было использовать для чрескожной венозной инъекции, стала прорывом, который привел к нынешнему высокому уровню активности в этой области. В Таблице 1-1 приведены примеры агентов, которые в настоящее время находятся в стадии коммерческой разработки. Большие молекулы газа инкапсулируются в некоторые агенты, чтобы снизить скорость диффузии и тем самым увеличить срок службы пузырьков. Обычно время жизни в крови колеблется от 2–3 мин до 20–30 мин. Привлекательность контрастных веществ заключается в способности усиливать сигнал, получаемый от мелких кровеносных сосудов, которые трудно обнаружить обычными допплеровскими методами, например, сосудов головного мозга или почек. Также существует интерес к исследованиям перфузии, например, для наблюдения и измерения вымывания и вымывания агента из миокарда аналогично исследованиям в области ядерной медицины.

ТАБЛИЦА 1-1

Свойства некоторых коммерчески доступных контрастных веществ для ультразвукаС любезного разрешения К. М. Морана, Эдинбургский университет.

Усиленное рассеяние получается, если пузырек озонировать ультразвуком с частотой, равной частоте основного резонанса пузырька. При малой мощности (т.е. малых амплитудах давления ультразвуковой волны) колебания пузырька происходят вокруг его центра и прямо пропорциональны величине колебаний давления в ультразвуковой волне. Однако при более высоких мощностях колебания искажаются и пузырьками генерируется ультразвук на частотах, отличных от частоты падающей волны. Эти частоты известны как гармоники и просто связаны с основной резонансной частотой пузырька, так что частота второй гармоники в два раза превышает основную частоту. Существует значительный интерес к обнаружению и использованию второй гармоники, поскольку ткани не производят этого эффекта в значительной степени, а сигнал второй гармоники исходит преимущественно от агента, усиливающего эхо, в кровеносных сосудах. И импульсно-эхо-система, и допплеровская система были разработаны для выделения второй гармонической составляющей ультразвука, возвращаемого датчику, и использования ее для усиления сигнала от агента в крови, возможно, на целых 20–30 дБ. Эти системы проходят оценку в клинической практике. ¹³

Рассеяние контрастных веществ также может быть усилено, если колебания акустического давления в пучке достаточно велики, чтобы повредить микропузырьки, вызывая их утечку. Затем рядом с исходным образуется неинкапсулированный газовый пузырь; однако, поскольку он не имеет внешней оболочки, рассеяние от него не затухает и может быть примерно в 1000 раз выше, чем от инкапсулированного пузыря. Этот эффект был использован в методе, известном как «прерывистая» или «переходная» визуализация, которая дает время для замены поврежденных пузырьков между проходами ультразвукового луча. ¹⁴

Краткое описание технических факторов, связанных с использованием контрастных веществ в виде микропузырьков, представлено во вставке 1-5 .ВСТАВКА 1-5   Технические факторы при использовании контрастных веществ из микропузырьков

Контрастные вещества все еще разрабатываются, но некоторые важные технические моменты включают в себя:

1.  Проверьте возраст и срок годности средства.

2.  Микропузырьковые контрастные вещества довольно хрупкие. Инструкции по обращению следует тщательно соблюдать.

3.  Ультразвуковой луч способен разрушить некоторые микропузырьки; Поэтому более высокая мощность передачи не обязательно приведет к более сильному эхо-сигналу.

4.  Некоторые контрастные вещества можно озонировать при высоком акустическом давлении, чтобы усилить обратное рассеяние за счет разрушения пузырьков. Это явление также известно как «акустически стимулированное излучение». Аспекты его безопасности все еще нуждаются в полной оценке.

5.  Определите физические явления, которые, как ожидается, будут присутствовать в рабочих условиях и которые будут усиливать эхо-сигнал, например рассеяние гармоник, образование свободных пузырьков и разрушение пузырьков.

Информация из доплеровских сигналов

Когда допплеровский сигнал с информацией о скорости крови получен, его необходимо интерпретировать. Для обнаружения заболеваний крайне важно получать сигналы хорошего качества.

АНАЛИЗАТОР СПЕКТРА

Доплеровский сигнал можно анализировать на его частотные составляющие, чтобы получить представление о скоростях клеток крови в каждый момент времени ( рис. 1-5 ). ² Анализируются короткие временные интервалы доплеровского сигнала, например сегмент длительностью 5 мс. Это создает мгновенный спектр частот в объеме выборки за этот период времени. Если затем применить угловую коррекцию, этот спектр будет представлять диапазон скоростей в объеме образца. Частоты в каждом спектре отображаются вдоль вертикальной линии, на которой мощность каждой частотной составляющей отображается в виде оттенка серого. Последовательные спектры скорости затем отображаются в виде расположенных рядом вертикальных линий серого цвета. Таким образом строится спектральное изображение, или спектрограмма ( рис. 1-6 ). Обратите внимание на разницу между мгновенным спектром скоростей, который говорит нам о характере скоростей в объеме образца в данный момент, и спектральным отображением или спектрограммой, которая показывает, как характер скоростей меняется со временем. Спектрограммы генерируются в режиме реального времени во время клинического обследования, и обычно можно сохранить несколько секунд кривой в анализаторе для последующего просмотра.

РИСУНОК 1-5. Схематическое изображение анализа доплеровского сигнала для формирования сонограммы (спектрограммы). (Из McDicken ² , Copyright Elsevier, 1991 г.)

РИСУНОК 1-6. Нормальная сонограмма (А); (B) увеличенный вид сегмента между стрелками, иллюстрирующий структуру пикселей и рисунок спеклов.

Временное разрешение спектрограммы, то есть наименьший различимый временной интервал, равно длине части доплеровского сигнала, используемого для создания каждого мгновенного спектра, и обычно составляет 5–10 мс. Ось частоты (или скорости) спектрограммы обычно имеет около 100 делений шкалы по 100 Гц каждый. Таким образом, доплеровский сигнал разделяется на частотные компоненты, разделенные частотой 100 Гц, что соответствует частотному разрешению спектрограммы.

Часто желательно провести измерения на спектрограмме, например, оценить время между двумя событиями или максимальную скорость во время систолы или диастолы. Измерение выполняется путем размещения курсора на соответствующих точках интереса, после чего системный компьютер может выполнить различные расчеты. Индексы, связанные с формой спектрограммы и, следовательно, с нормальностью или аномальностью скоростей потока, могут быть рассчитаны внутри анализатора и отображены на его экране. Они обсуждаются далее в этой главе. Колебательную форму спектра или полученную на его основе трассу часто называют формой волны.

Краткое изложение технических факторов, касающихся спектрального анализа, приведено в Блоке 1-6 .ВСТАВКА 1-6   Технические факторы в отношении спектрального анализа

1.  Настройте шкалу частоты и времени для наилучшего отображения подробной информации на сонограмме, отрегулировав шкалу скорости, базовую линию и скорость развертки.

2.  Настройте оттенки серого или цвета спектрального дисплея так, чтобы обеспечить наилучшее качество изображения, отрегулировав доплеровское усиление.

3.  С осторожностью относиться к информации от слабых сигналов на шумном фоне.

4.  Прежде чем можно будет отследить максимальную частоту, необходима четкая спектрограмма.

5.  Обычно лучше всего проводить измерения в течение как минимум пяти сердечных циклов. Однако если это невозможно, возможно, из-за дыхательных движений, полезную информацию можно получить из одного или двух сердечных циклов.

6.  Используйте всю емкость анализатора и используйте функцию прокрутки, чтобы выбрать наиболее подходящую часть спектрограммы для проведения соответствующих измерений.

7.  Тщательно проверьте надежность и точность методов автоматического отслеживания и расчетов, полученных с помощью ультразвуковой системы.

8.  Обратите внимание, была ли вертикальная ось откалибрована по скорости с учетом угла луч-корпус.

9.  Чтобы получить воспроизводимые результаты, старайтесь использовать один и тот же угол луч-сосуд для всех исследований, например 60°.

Спектрограммы (сонограммы) и индексы

Звуковой допплеровский сигнал хорошего качества обеспечит качественную сонограмму. Ухудшение сонограммы происходит из-за электронного и акустического шума, который может стать проблемой только в том случае, если усиление доплеровского устройства или анализатора очень велико для обнаружения слабых сигналов. Шум на сонограммах создает значительные трудности для автоматического расчета величин, поэтому их следует использовать с осторожностью. Если автоматический режим не может справиться с шумом, то трассы следует строить вручную, используя способность глаза отличать истинный сигнал от шума. Следует также помнить, что вертикальная ось сонограммы может быть обозначена как скорость только после измерения угла луч-сосуд.

ИНДЕКСЫ ВОЛНЫ

Индексы формы сигнала получаются из комбинации нескольких доминирующих особенностей формы сигнала. ³ Индексы, имеющие в литературе одинаковые или похожие названия, иногда определяются по-разному, поэтому первым шагом является проверка определения любого индекса, который будет использоваться. На практике в значительной степени используются только два класса индексов: те, которые связаны со степенью диастолического кровотока, и другие, связанные со спектральным расширением. Изменение во времени максимальной скорости, отображаемой на спектрограмме, обычно используется в качестве источника данных для получения индекса ( рис. 1-7 ). Поскольку максимальная скорость не всегда четко видна на спектрограмме, некоторые анализаторы создают след, тесно связанный со следом максимальной скорости. Одним из примеров является трасса, показывающая верхнюю границу скорости, ниже которой компоненты скорости содержат семь восьмых мощности доплеровского сигнала.

РИСУНОК 1-7 Спектральный сигнал, показывающий кривую максимальной скорости (белый) и кривую средней скорости (синий).

Также используется форма сигнала средней скорости (форма сигнала средней скорости) ( рис. 1-7 ). Для расчета средней скорости в каждый момент времени используются значения скорости и интенсивности сигнала для каждой компоненты скорости мгновенного спектра. Средняя скорость используется вместе с площадью поперечного сечения сосуда для расчета скорости кровотока. Однако точно измерить среднюю скорость сложно, и существует ряд других проблем, связанных с расчетом скорости потока; они обсуждаются далее в Главе 2 .

Поскольку угол луч-корпус не всегда может быть известен, формы сигналов или спектрограммы не будут корректироваться по углу. Поэтому индексы определяются с использованием соотношений скоростей. В таком соотношении угловые коэффициенты появляются как сверху, так и снизу и, следовательно, компенсируют друг друга, так что индекс не зависит от угла луча. Ошибки также уменьшаются за счет усреднения рассчитанных показателей по нескольким циклам сердца.

Ниже кратко рассмотрен ряд наиболее часто встречающихся индексов:

Соотношение А/Б

Соотношение A/B определяется как соотношение двух заданных скоростей, например максимальных скоростей, в двух точках сердечного цикла ( рис. 1-8 ). Обычно он используется там, где в форме волны нет обратного потока.

РИСУНОК 1-8 Индексы формы сигнала, обычно рассчитываемые на основе формы сигнала максимальной скорости, но также можно использовать форму сигнала средней скорости. (Из McDicken ² , Copyright Elsevier, 1991 г.)

Индекс сопротивления (RI)

На Рис. 1-8 :

Высокое сопротивление в дистальных сосудах приводит к низкому диастолическому потоку в питающей артерии и приводит к высокому значению этого индекса; низкое сопротивление приводит к низкому значению, поскольку диастолический поток выше. Он также известен как индекс Пурсело.

Индекс пульсации (PI)

Индекс пульсации (ПИ) определяется как:

Это соотношение используется в сосудах, где может возникнуть обратный ток, например в нижних конечностях ( рис. 1-8 ). Обычно PI может иметь значение 10 для нормальной общей бедренной артерии, но может быть около 2, когда проксимальное заболевание сильно ослабляет форму волны.

Как определено выше, индекс PI зависит от частоты сердечных сокращений. Чтобы избежать этого, PI можно рассчитать за определенное время от начала систолы, например, за первые 500 мс. Индекс пульсации тогда обозначается как «PI (500)».

Коэффициент демпфирования

Коэффициент демпфирования определяется как соотношение показателей пульсации в двух участках артерии. Он количественно определяет затухание формы волны ниже по течению вдоль больного сосуда.

Числовое значение этого индекса увеличивается по мере усугубления заболевания, причем значение 2 типично для высокой степени затухания. Этот индекс упоминается для полноты, он не получил широкого распространения.

Спектральное расширение

Турбулентность увеличивает диапазон скоростей клеток крови в сосуде. Одним из показателей для количественной оценки расширения спектра скоростей является:

Выводы о наличии турбулентности следует делать с осторожностью и только после ознакомления с закономерностями ламинарного и пробкового течения для конкретного используемого прибора. Другие технические факторы могут вызвать расширение спектра: например, «геометрическое расширение спектра», которое возникает в результате диапазона доплеровских углов, которые любой конкретный кровяной тельца прикладывает к различным точкам на поверхности датчика.

Время пробега

Время прохождения волны пульсового давления по артерии можно измерить, поместив допплеровский датчик на оба ее конца. Исходя из этого времени и зная длину, рассчитывается скорость пульсовой волны (СПВ). В качестве альтернативы, используя электрокардиограмму (ЭКГ) и один допплеровский прибор, также можно измерить время прохождения, при этом QRS ЭКГ показывает время, когда импульс давления покидает сердце. Сначала измеряется время, за которое пульс пройдет путь от сердца до проксимального участка артерии; Затем измеряется второй раз, чтобы пульс прошел от сердца к дистальному участку. Вычитание этих двух значений дает время прохождения, и, если известна длина артерии, можно рассчитать СПВ. Любая ошибка, связанная с предположением, что QRS представляет собой момент, когда пульс покидает сердце, устраняется вычитанием.

Нормальная аорта имеет СПВ около 10 м/с. Тогда время прохождения вдоль 0,5 м составит 50 мс. Скорость пульсовой волны зависит от состояния стенки артерии и артериального давления. Этот индекс также упоминается для полноты, он не получил широкого распространения.

Краткое изложение технических факторов, связанных с анализом формы сигнала, приведено в Блоке 1-7 .ВСТАВКА 1-7   Технические факторы в применении индексов формы сигнала

1.  Используйте качественные спектральные данные для расчета индексов.

2.  Большинство индексов рассчитываются с использованием максимальной доплеровской частоты, поскольку она относительно нечувствительна к выравниванию луча и сосуда и размеру объема образца.

3.  Сдвиг средней доплеровской частоты очень чувствителен к выравниванию и размеру объема выборки и не широко используется для оценки индексов.

4.  Показатели формы сигнала нечувствительны к углу луч-сосуд, за исключением угла около 90°, когда конечно-диастолический компонент может исчезнуть ниже фильтра верхних частот.

5.  Для использования в акушерстве стенной фильтр должен быть установлен на низкую частоту, обычно 50–100 Гц, чтобы можно было однозначно установить отсутствие конечно-диастолического кровотока.

6.  Наиболее подходящий индекс или измерение для каждого применения можно определить из литературы. Индексы полезны тем, что позволяют классифицировать закономерности скоростей и соотносить их с болезненными состояниями. Однако они не извлекают больше информации, чем можно получить при прямом наблюдении всей сонограммы.

Артефакты в допплеровских методах

Здесь упомянуты наиболее важные артефакты и предложены методы борьбы с ними. Более подробную информацию можно найти в других текстах. ^2, 5 С артефактами обычно борются, объясняя их происхождение или признавая, что они встречаются довольно часто и не имеют значения.

ЗАТУХАНИЕ

Уменьшение размера эхо-сигнала из-за ослабления луча в тканях будет известно по визуализации в B-режиме, и те же процессы затухания происходят и при допплеровских методах, так что более сильные сигналы обнаруживаются из поверхностных сосудов, чем из глубоких. С помощью устройств CW Doppler этот дисбаланс невозможно компенсировать. В автономных и дуплексных доплеровских устройствах PW сигналы поступают из объема образца на выбранной глубине, поэтому усиление можно регулировать для оптимизации сигнала. При цветном допплеровском и энергетическом допплеровском картировании компенсация временного усиления (TGC) может помочь компенсировать затухание, но чаще всего обрабатываются только все сигналы, которые превышают уровень шума; очевидно, что те, кто находится на глубоких судах, будут ближе к уровню шума и, следовательно, будут с большей вероятностью подвергаться воздействию шума.

РЕФРАКЦИЯ

Преломление приводит к отклонению луча, когда он пересекает под углом границу раздела двух тканей, в которых скорость звука различна. Поэтому направление оси преобразователя может не совпадать с фактическим путем луча. В дуплексных системах более слабый сигнал, чем ожидалось, от хорошо отображаемого сосуда, вероятно, обусловлен рефракцией доплеровского луча. Это не такая проблема с инструментами цветного или энергетического допплеровского картирования, поскольку наличие сигнала сначала отмечается на изображении, прежде чем предпринимается попытка какого-либо спектрального анализа.

ЗАТЕНЕНИЕ И УЛУЧШЕНИЕ

Затухание допплеровского луча в структуре может быть настолько большим, что кровоток за ней невозможно обнаружить, например, при кальцинированной бляшке на стенке сосуда. Контрастные вещества с микропузырьками также могут вызывать проблемы с затенением. Усиление сигнала происходит, когда луч проходит через среду с низким ослаблением и достигает сосуда, например скопления околоплодных вод или полного мочевого пузыря.

ШИРИНА ЛУЧИ

Широкий луч может вызывать вклад в доплеровский сигнал от движущихся структур, находящихся далеко от центральной оси. Скорее всего, это происходит из-за сильного отражателя, такого как створка сердечного клапана, но это также может быть связано с крупным кровеносным сосудом. Узкий луч может привести лишь к частичному облучению сосуда с соответствующими ошибками в доплеровском сигнале; например, чрезмерный акцент на высокоскоростном потоке в центре сосуда происходит, когда узкий луч направлен внутрь сосуда, но не охватывает более медленно движущуюся кровь сбоку.

СПЕКТРАЛЬНОЕ РАСШИРЕНИЕ

Спектральное уширение — еще один артефакт, возникающий из-за формы луча. Как отмечалось при обсуждении индекса спектрального уширения, это возникает из-за того, что ультразвуковой луч озонирует объем образца в диапазоне углов из разных точек на поверхности преобразователя.

ЗАВЫШЕНИЕ МАКСИМАЛЬНОЙ СКОРОСТИ

Максимальная скорость крови часто представляет клинический интерес, поскольку она имеет физиологическое значение и часто легко определяется на спектрограмме. Однако при его измерении могут возникнуть большие ошибки, если не принять меры по их предотвращению. Если максимальную скорость измерить в лаборатории с помощью струнного фантома, имитирующего линию клеток крови, проходящих через объем образца, то окажется, что скорость завышена ( рис. 1-9А ), и ошибка заметно возрастает по мере приближения угла 90°. Поскольку сегмент активной решетки имеет конечную длину, обычно 20–40% от всей решетки, разные элементы будут регистрировать разные углы луч-корпус и, следовательно, доплеровские сдвиги, как показано на рис. 1-9B ; элементы с более высокими углами также будут больше подвержены влиянию угловой ошибки, показанной на рис. 1-9А . Наибольший доплеровский сдвиг и, следовательно, наибольшая измеренная скорость будут зарегистрированы элементами с наименьшими углами луч-корпус. Строго говоря, следует внести поправку, чтобы учесть тот факт, что максимальная скорость не измеряется ультразвуком, распространяющимся вдоль центральной оси луча, как предполагается в основном уравнении Доплера, но производители не приняли этот подход. Ошибки оценки максимальной скорости, показанные на рис. 1-9 , типичны для современных линейных антенн. Ошибки для фазированных решеток, которые используются в кардиологии, меньше из-за их меньших доплеровских апертур. В клинической практике при использовании линейных решеток ошибки уменьшаются за счет использования малых углов (обычно 45–60°) и использования индексов, использующих соотношения скоростей, как описано на рис. 1-8 . ^15, 16

РИСУНОК 1-9. Завышение максимальной скорости: (A) Погрешности скорости, измеренные с использованием фантома струны. Истинная скорость струны составляет 0,61 м/с, но скорость, измеренная с помощью доплеровского ультразвука, завышена, причем степень завышения увеличивается по мере приближения угла луча к 90 ^° . (Б) Геометрическое расширение спектра из-за конечного размера активной области массива. Более высокие доплеровские сдвиги принимаются на одном конце доплеровской апертуры, меньшие — на другом конце. Доплеровская система обычно выполняет коррекцию угла относительно центра апертуры.

Спекл и спектральный дисплей

Крапчатый вид сонограммы возникает из-за флуктуаций уровней мощности компонент скорости в соседних пикселях ( рис. 1-6 ). Эти колебания происходят из-за изменений ультразвукового сигнала, полученного из-за случайного распределения клеток крови. Из-за этого спекл-шума уровень мощности в пикселе не может быть напрямую связан с количеством ячеек, движущихся с определенной скоростью. Усреднение уровней мощности в соседних пикселях дает более точную оценку количества ячеек, движущихся с каждой скоростью.

НЕПРАВИЛЬНОЕ СОЕДИНЕНИЕ

Слабые допплеровские сигналы можно объяснить отсутствием связующей среды между датчиком и кожей. В приложениях CW и PW допплера этот артефакт не так очевиден, как в методах визуализации, где легко увидеть плохое проникновение.

ЭЛЕКТРИЧЕСКИЙ ПИКАП

Допплеровские устройства должны быть очень чувствительными и поэтому склонны к электрическому улавливанию паразитных сигналов. Некоторые такие сигналы можно распознать по их характеру на сонограмме. Блок анализатора спектра может позволить оператору попытаться очистить сонограмму, удалив паразитные сигналы.

СЖАТИЕ СПЕКТРАЛЬНОГО ДИСПЛЕЯ

Информация теряется при сжатии сонограммы либо по оттенкам серого, либо по масштабу представления. Сонограмму следует рассматривать как тип изображения и, следовательно, представлять ее с оптимальным контрастом оттенков серого и пространственной детализацией. Последнее означает, что масштабы оси скорости и времени должны быть выбраны так, чтобы показать подробную структуру сонограммы. На точность измерений сонограммы также влияет плохое представление.

ОШИБОЧНОЕ ОПРЕДЕЛЕНИЕ НАПРАВЛЕНИЯ

Схема определения направления не всегда работает правильно, поскольку ее конструкция и реализация сложны. В этом случае поток будет представлен в неправильном направлении либо на сонограмме, либо на цветном допплеровском изображении; если есть подозрение на это, то настройку системы можно проверить, исследуя нормальную артерию, направление кровотока в которой известно.

ФИЛЬТРАЦИЯ

Фильтры используются для снижения низких частот, например, получаемых от стенок артерий. Фильтры также удаляют информацию о медленно движущейся крови, но обычно это не является серьезной проблемой, если только не требуется точно измерить среднюю скорость или конкретно медленный поток ( рис. 1-10 ).

РИСУНОК 1-10 Фильтрация. (А) Стандартная сонограмма. Увеличение фильтра верхних частот (ударов по стене) (B) удаляет низкоскоростные сигналы и информацию.

ГЕНЕРАЦИЯ ГАРМОНИК ПУТЕМ БОЛЬШИХ ИСКАЖЕНИЙ СИГНАЛА

Гармоники частоты кратны этой частоте; например, гармоники 100 Гц — это 200 Гц, 300 Гц и т. д. Если сигнал слишком велик, чтобы его могла обработать электроника, он искажается и затем содержит дополнительные гармонические частотные компоненты. При анализе такого искаженного сигнала гармоники появляются на спектральном дисплее через регулярные частотные интервалы. Сильные сигналы кровотока демонстрируют гармонические компоненты в виде более высокочастотной части сонограммы, превышающей ту, которая, вероятно, была бы получена, если бы усиление было уменьшено ( рис. 1-11 ).

РИСУНОК 1-11 . Увеличение усиления от (A) к (C). Очень высокий коэффициент усиления искажает сигнал и вносит гармонические частоты.

ВЫСОКАЯ ИЛИ НИЗКАЯ ЧУВСТВИТЕЛЬНОСТЬ

При цветной допплерографии и энергетической допплерографии настройка системы со слишком низкой чувствительностью приводит к потере сигнала кровотока. Слишком высокая чувствительность приводит к тому, что ложные эхо-сигналы окрашиваются в цвет крови ( рис. 1-12 ).

РИСУНОК 1-12. Изменение усиления цветного допплеровского изображения. Содержимое изображения очень чувствительно к настройке усиления: (A) показывает слишком большое усиление; (B) демонстрирует удовлетворительный прирост; (C) показывает слишком малый выигрыш.

Псевдонимы

Устройства импульсного доплера и цветного доплера должны восстанавливать сигнал доплеровского сдвига на основе регулярно синхронизированных выборок информации, а не полного сигнала, который используется в устройствах CW. Частота дискретизации равна PRF (частоте повторения импульсов) доплеровского устройства. Если частота дискретизации слишком низкая, менее половины частоты доплеровского сдвига, то частота восстановленного доплеровского сигнала будет ошибочной и направление потока будет представлено неправильно. В спектральном отображении или изображении потока это называется артефактом «алиасинга» ( рис. 1-13 и 1-14 ).

РИСУНОК 1-13. Псевдонимы на сонограмме. (A) Удовлетворительная PRF и спектральное отображение. (B) PRF слишком мала, и сигналы с самой высокой скоростью появляются в обратном канале (стрелки).

РИСУНОК 1-14. Увеличение сглаживания на изображении скорости в цветном допплеровском режиме. Обратите внимание, что между красными и синими пикселями на боковых цветных дисплеях (стрелки) нет черного пространства, что указывает на то, что цветовое кодирование пикселей вышло за верхнюю часть красных цветов и перешло к синим цветам. Однако между цветными дисплеями в центре (стрелка) имеется черное пространство, указывающее на изменение направления потока по отношению к датчику.

Артефакт наложения спектров встречается, когда генерируются высокочастотные сигналы доплеровского сдвига, обычно в результате высокоскоростного потока. Это также происходит при отборе проб из более глубоких сосудов, поскольку PRF уменьшается, чтобы дать время вернуться эхо-сигналам от импульса до передачи следующего импульса. Если PRF слишком низок для частот доплеровского сдвига крови в сосуде, произойдет наложение спектров. Подход к повышению уровня скорости, при котором наложение спектров становится проблемой, заключается в использовании высокой частоты повторения импульсов (режим с высокой частотой повторения импульсов), даже если эхо-сигналы от глубоких структур не затухают до передачи следующего импульса. Если глубокие эхосигналы достаточно сильны, допплеровские сигналы от глубоких сосудов могут накладываться на сигналы от более поверхностных участков. Эта неопределенность относительно источника сигнала называется «неопределенностью диапазона». На ультразвуковом дисплее будут отображаться два или более объемов проб, данные которых анализируются, и исследование лучше всего проводить, если только один объем пробы расположен в сосуде, а остальные перекрывают несосудистые структуры, так что любой обнаруженный допплеровский сдвиг наиболее вероятен. выйти из судна. Хотя этот режим может быть полезен, он также увеличивает интенсивность луча, что является еще одной причиной использовать его только при необходимости. Алиасинг может иметь значение при цветном допплеровском картировании, поскольку позволяет идентифицировать высокоскоростные струи. Мощный допплер не страдает от наложения спектров.

ВЛИЯНИЕ УГЛА ЛУЧА НА НАПРАВЛЕНИЕ ПОТОКА

Качество доплеровского сигнала зависит от угла луч-корпус и при угле выше 70° оно довольно быстро ухудшается ( рис. 1-15 ). Если направление ультразвукового луча находится под углом 90° к направлению текущей крови, доплеровский сигнал не ожидается, поскольку в уравнении Доплера cos90° = 0. Однако доплеровский сигнал низкого качества обычно получается по двум причинам. . Во-первых, ультразвуковой луч может слегка сходиться или расходиться от оси луча, поэтому он никогда не оказывается под углом 90° к потоку. Во-вторых, в потоке может быть некоторая турбулентность, и в этом случае не все клетки крови движутся параллельными путями под углом 90° к лучу.

РИСУНОК 1-15 Изменение качества сигнала в зависимости от угла луч-корпус: (A) при 60°; (Б) под углом 70°; (С) при 80°.

Цветные допплеровские изображения, полученные под углом 90° к направлению потока, кажутся темными или зашумленными, что соответствует отсутствию или небольшому допплеровскому сдвигу ( рис. 1-3 ). Изображения энергетического допплера относительно нечувствительны к углу, за исключением угла около 90°, где низкие доплеровские частоты могут упасть ниже фильтра помех и сигнал мощности не отображается ( рис. 1-3 ).

В сосуде, в котором направление потока изменяется в зависимости от ультразвукового луча, разные области сосуда будут иметь разную цветовую маркировку. Обратите внимание, что это может быть связано с реальным изменением направления потока, как это видно в нормальной луковице сонной артерии, или просто с изменением угла луча (см. рис. 4-7 ), что особенно часто встречается при секторном сканировании.

ЭФФЕКТ МАСШТАБА СКОРОСТИ

Выбор шкалы скоростей может кардинально изменить внешний вид цветного допплеровского изображения ( рис. 1-16 ). Масштаб следует выбирать так, чтобы он соответствовал предполагаемому диапазону скоростей. Слишком низкий масштаб приведет к сглаживанию, а слишком высокий масштаб приведет к тому, что поток будет отображаться в виде нескольких темных цветов на цветном допплеровском изображении.

РИСУНОК 1-16 Эффект изменения шкалы скорости (PRF): (A) шкала установлена ​​слишком высоко для скорости потока; (B) удовлетворительные условия; (C) масштаб установлен слишком низко для скорости потока, что приводит к сглаживанию.

НЕОЖИДАННЫЕ МАШИННЫЕ АРТЕФАКТЫ

Доплеровская технология быстро развивается, и в ней все еще могут быть гремлины. Поэтому оператор должен проверить работоспособность и калибровку прибора. Это легче всего сделать в ситуации, когда считается, что картина потока хорошо понята, например, в четко видимом нормальном кровеносном сосуде или тест-объекте потока. На рис. 1-17 показан неожиданный артефакт: максимальная измеренная скорость меняется в зависимости от положения луча в поле зрения. Это связано с тем, что апертура преобразователя, используемая системой, имеет разный размер в разных положениях, что приводит к разной степени спектрального уширения.

РИСУНОК 1-17. Изменение сонограммы для разных точек источника луча. Более широкая апертура используется по направлению к центру матрицы для лучшей фокусировки. Это увеличивает диапазон углов озвучивания, вызывая большее спектральное уширение (А) по сравнению с лучом, исходящим от края решетки (Б).

ПОМЕХИ ОТ СОСЕДНИХ СУДОВ

Если часть или весь соседний сосуд в дополнение к интересующему сосуду находится в пределах объема выборки прибора CW или PW, доплеровский сигнал будет содержать вклад дополнительного сосуда. Перемещение объема образца или перенаправление ультразвукового луча для исследования только интересующего сосуда может уменьшить этот артефакт.

СЖАТИЕ СОСУДА

Поверхностные сосуды легко сжать давлением датчика. Увеличение скорости потока через сужение сжатого сосуда приводит к более высокому тону доплеровского звука или изменению цвета изображения.

ФАКТОРЫ, ВЛИЯЮЩИЕ НА ПАЦИЕНТА

При проведении исследований кровотока необходимо иметь как можно более полные знания о физиологическом состоянии пациента, поскольку на сердечно-сосудистую систему влияет множество факторов. Примерами этих факторов являются физические упражнения, частота сердечных сокращений, температура, беспокойство, осанка, еда, курение и другие наркотики.

ДВИЖЕНИЕ ПАЦИЕНТА ИЛИ СОСУДА

Если движение приводит к тому, что объем образца луча CW или PW опрашивает другую область, сигнал кровотока, очевидно, будет изменен. Устранить этот фактор может быть сложно, особенно при обследовании брюшной полости, и не всегда ясно, действительно ли дыхание повлияло на кровоток или просто сдвинуло сосуд.

ФЛЕШ-АРТЕФАКТ

Движение пациента, органа или датчика во время допплеровской визуализации придает тканям скорость относительно датчика, и, следовательно, рассеянный ультразвук смещается допплеровски; Таким образом, большая область изображения имеет цветовую маркировку на время движения. Этот артефакт более серьезен при энергетической допплерографии из-за его повышенной чувствительности.

МЕРЦАНИЕ АРТЕФАКТ

Этот артефакт виден как интенсивная, быстро меняющаяся смесь цветовых сигналов позади сильно отражающих стационарных структур, таких как почечные камни (см. рисунки 9-7 , 9-8 и 13-24 ). Считается, что этот артефакт вызван факторами, связанными с неравномерностью отражающей среды, множественными отражениями и небольшими случайными изменениями в тактовом сигнале, который синхронизирует передачу импульсов (дрожание тактового сигнала). Эти факторы приводят к колебаниям возвращаемых сигналов, которые электроника отображает на дисплее как аналогичные доплеровским сигналам с цветовой кодировкой. Эффект во многом зависит от машины и настроек управления. 

ПОЛОЖЕНИЕ ЛУЧА В ПРОСТОТЕ СОСУДА

Доплеровский сигнал, полученный от сосуда, зависит от того, как луч озонирует сосуд. Эффект менее выражен, если луч шире сосуда. Однако узкий луч, проходящий через центр сосуда, переоценивает высокие скорости, тогда как луч, проходящий через боковую часть сосуда, обнаруживает более низкие скорости.

ОДНОМЕРНОЕ СКАНИРОВАНИЕ

Ток крови часто происходит в неизвестном направлении в пространстве относительно датчика, например в сердце или в месте бифуркации сосуда. При обнаружении потока в одном направлении измеряется только составляющая скорости вдоль этого направления луча. Измерение фактической скорости в таких ситуациях требует измерения компонентов в трех направлениях, а не в одной плоскости. Однако когда в сосуде, лежащем в плоскости сканирования изображения, возникает ламинарный поток, измерение одного компонента скорости и угла луч-сосуд позволяет измерить фактическую скорость.

Безопасность и разумное использование доплеровских инструментов

Ультразвуковые лучи передают энергию в ткани, поэтому необходимо учитывать возможность опасности. Наиболее вероятными механизмами вредного воздействия считаются нагрев тканей при поглощении энергии ультразвука или кавитация, при которой пузырьки газа в тканях бурно реагируют под влиянием колебаний давления ультразвукового поля. Наиболее чувствительными структурами считаются развивающийся плод, мозг, глаз, легкие и интерфейсы кость-ткань.

Существует значительное количество литературы о биоэффектах и ​​безопасности ультразвуковой диагностики.  Литература тщательно изучается несколькими национальными и международными организациями, которые публикуют заявления о безопасности и разумном использовании ультразвука. Организациями, активно контролирующими безопасность ультразвука, являются Всемирная федерация ультразвука в медицине и биологии (WFUMB), Европейская федерация обществ ультразвука в медицине и биологии (EFSUMB),  Британское медицинское общество ультразвука  и Американский институт ультразвука. кандидат медицины (AIUM). По-прежнему можно сказать, что нет подтвержденных вредных последствий диагностического ультразвука. Часто сообщается о возможности эффекта, но он не подтверждается дальнейшими работами. Существует необходимость в хорошо контролируемых исследованиях, но их становится все труднее проводить, поскольку в развитых странах практически не существует несканированных контрольных популяций. Хотя никаких вредных последствий подтверждено не было, есть некоторая обеспокоенность тем, что с 1991 года производительность аппаратов увеличилась в 3 или 5 раз, поскольку производители стремятся создавать более качественные изображения в B-режиме и более чувствительные допплеровские устройства. Ситуация резюмируется в комментарии тер Хаара. 

До начала 1990-х годов предпринимались попытки указать максимально допустимые интенсивности для различных клинических применений. Это оказалось одновременно ограниченным и непрактичным, поэтому теперь подход заключается в использовании принципа ALARA (настолько низко, насколько разумно достижимо), заимствованного из области ионизирующих излучений. Пользователь теперь информирован о мощности машины и несет ответственность за поддержание воздействия на низком уровне, который все равно позволит поставить диагноз. Многие системы теперь отображают выходные данные на экране в виде теплового индекса (TI), связанного с нагревом ткани, и механического индекса (MI), связанного с возможностью создания кавитации. Эти индексы определены в Стандарте отображения выходных данных (ODS), разработанном совместно AIUM и Национальной ассоциацией производителей электрооборудования (NEMA) в США.⁵ Управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов (FDA) США требует соблюдения этого стандарта, и этому следуют многие страны по всему миру. МИ также используется для измерения результатов во время исследований контрастного вещества и, следовательно, помогает описать технику. Когда новый метод должен быть реализован клинически, следует обратить внимание на значения TI и MI, используемые его разработчиками. В прошлом нагрев преобразователя был проблемой некоторых устройств из-за неэффективного преобразования электрической энергии в акустическую. Стоит проверить, чтобы поверхность преобразователя не была горячей.

EFSUMB регулярно публикует заявления о безопасности и в настоящее время утверждает, что использование B-режима не противопоказано при рутинном сканировании во время беременности. Однако он более осторожен в отношении импульсной допплерографии, заявляя, что «рутинное исследование развивающегося эмбриона в особенно чувствительный период органогенеза с использованием импульсных допплеровских устройств считается в настоящее время нецелесообразным».

Краткое изложение технических факторов, касающихся разумного использования и безопасности ультразвука, представлено во вставке 1-8 .

ВСТАВКА 1-8   Технические факторы, влияющие на разумное использование и безопасность

1.  Используйте наименьшую мощность передачи, которая обеспечит результат диагностики. Это предполагает сохранение MI и TI меньше 1, если это возможно.

2.  Для достижения высокой чувствительности используйте высокий коэффициент усиления приемника, а не высокую выходную мощность.

3.  Используйте минимально возможное время сканирования.

4.  Убедитесь, что датчик прекращает передачу данных при остановке режима визуализации.

5.  Будьте особенно осторожны при использовании режима PW Doppler с фиксированным направлением луча вблизи чувствительных тканей.

6.  Сравните максимальные значения выходной мощности (интенсивность, мощность, амплитуды давления) вашей машины с указанными в опубликованных данных обследований оборудования.

7.  Вопросы безопасности, связанные с контрастными веществами, необходимо регулярно изучать на стадии их разработки.

Будущее оборудование

Технические характеристики доплеровских ультразвуковых систем регулярно улучшаются за счет внедрения новых преобразователей и алгоритмов компьютерной обработки ультразвуковых эхо-сигналов. Клинические характеристики также улучшаются за счет увеличения опыта операторов и выявления новых приложений. Внедрение совершенно новых технологий обычно происходит со скоростью одного или двух новых инструментов за десятилетие.

Получение цветных допплеровских изображений путем перемещения одного импульсного луча по плоскости сканирования уже обсуждалось. При использовании этого метода частота кадров обычно может составлять от 5 до 40 кадров в ^{секунду} . Изучаются новые методы увеличения частоты кадров и преодоления угловой зависимости при измерении скорости. Компьютерное управление возбуждением отдельных элементов преобразователя и приемом отдельных эхо-сигналов обеспечивает большую гибкость при получении изображений. Эти новые методы позволяют генерировать частоту кадров, превышающую 100 с ^-1 , что позволяет отображать быстро меняющиеся структуры потока в 2D и иметь более полезную скорость объемного сканирования в 3D.

На исследуемом участке кровотока разрабатываются методики измерения компонентов скорости более чем в одном направлении ( рис. 1-18 ). Направление луча и места опроса можно изменять очень быстро, что позволяет опрашивать участки потока поперек плоскости сканирования и быстро последовательно измерять компоненты скорости. По этим компонентам можно рассчитать скорость и истинное направление потока на участках плоскости сканирования, т.е. для каждого участка получается вектор скорости в плоскости сканирования. Величина в математике называется вектором, если известны ее величина (в данном случае скорость) и направление. Вектор скорости в каждом участке кровеносного сосуда затем отображается на дисплее в виде стрелки, длина которой равна величине скорости, а направление — направлению потока ( рис. 1-18 ). Векторные допплеровские изображения с высокой частотой кадров возможны благодаря скорости, с которой современная электроника может возбуждать элементы преобразователя, а компьютеры могут обрабатывать полученные эхо-сигналы. Высокая частота кадров очень желательна в ситуациях, когда характер потока быстро меняется на протяжении сердечного цикла; более того, низкая частота кадров в таких ситуациях может вводить в заблуждение.

РИСУНОК 1-18. Векторные цветные допплеровские изображения бифуркации сонной артерии. Стрелки показывают направление потока, а их длина представляет скорость в этой точке. (С любезного разрешения Дж. Йенсена, DTU Electro, Люнгбю, Дания.)

Были созданы усовершенствованные прототипы как для цветного допплеровского картирования с высокой частотой кадров, так и для векторного допплера в кровеносных сосудах и сердце. Обработка сигнала более сложна, чем та, которая обычно встречается при ультразвуковой визуализации, и еще предстоит оценить ряд различных подходов. ²⁶

ТРЕХМЕРНАЯ ДОППЛЕРОВСКАЯ ИЗОБРАЖЕНИЕ

Точно так же, как 2D-изображение потока в цветном допплеровском режиме может быть выполнено путем сканирования ультразвукового луча через 2D-плоскость, 3D-изображение цветового потока может быть получено путем сканирования луча через 3D-объем. В настоящее время 3D-изображения часто создаются путем наложения 2D-изображений друг на друга, то есть серии параллельных сканирований. Эти изображения оказываются полезными, например, при изучении потока через сердечный клапан или сложное сосудистое русло ( рис. 1-19 ). Однако истинное трехмерное изображение потока будет включать измерение трех компонентов скорости потока в каждом объеме образца, т.е. в каждом вокселе сканируемого объема. Настоящая трехмерная визуализация потока все еще находится на стадии лабораторных разработок и весьма далека от клинического применения.

РИСУНОК 1-19. 2D-проекция 3D-изображения в цветном допплеровском режиме на экран дисплея. Изображение можно повернуть, чтобы получить трехмерное представление о потоке в сканируемом трехмерном объеме. (С разрешения Philips Medical.)

ТКАНЕВАЯ ДОППЛЕРСКАЯ ВИЗУАЛИЗАЦИЯ

Все допплеровские инструменты можно адаптировать для изучения движения тканей, а не кровотока. Эхо-сигналы от ткани больше, чем от крови, и скорости не достигают высоких значений, встречающихся в кровотоке. Тем не менее, методы обработки сигналов остаются применимыми для доплеровского движения тканей. ^27, 28 Чаще всего миокард исследуют как с помощью PW-допплера, так и с помощью цветного допплера ( рис. 1-20 ). Информацию о скорости на двумерных допплеровских изображениях тканей можно дополнительно проанализировать, чтобы получить изображения деформации и скорости деформации миокарда. ²⁹ Методы тканевой допплерографии используются в большинстве приборов для визуализации сердца.

РИСУНОК 1-20. Продольное допплеровское изображение ткани среза левого желудочка сердца.

КАТЕТЕР ДОППЛЕР

Высокочастотные датчики могут быть миниатюризированы до размеров менее 1 мм, что делает их пригодными для введения в артерии. Катетеры PW-доплера, работающие на частоте от 20 до 40 МГц, коммерчески доступны в течение ряда лет. Небольшой кристалл преобразователя предназначен для передачи ультразвука вдоль артерии в направлении оси катетера. ³⁰ На практике может быть трудно точно знать, как ультразвуковой луч исследует кровоток, но можно получить высококачественные сигналы с низким уровнем шума, поскольку катетер погружен в кровь. Были созданы экспериментальные системы, которые сочетают в себе допплеровскую визуализацию и визуализацию в B-режиме в оттенках серого.