Основы ультразвука

Рис. 1.1

Звуковые волны, распространяющиеся через среду с чередованием высокого и низкого давления, передаются с течением времени. Сжатие происходит во время волн высокого давления, механически сближая молекулы. Разрежение происходит во время волн низкого давления, в результате чего молекулы оказываются дальше друг от друга. Период относится к времени, необходимому для прохождения одной звуковой волны. Длина волны относится к расстоянию, которое проходит одна полная звуковая волна. Амплитуда относится к высоте волны. б Передача серии импульсов звуковых волн преобразователем

Частота, период, длина волны, амплитуда и мощность

Для описания звуковых волн используется ряд параметров, и некоторые из них имеют прямое клиническое значение для пользователя. Эти параметры включают частоту, период, длину волны, амплитуду и мощность.

Частота — это количество волн, проходящих в секунду, измеряемое в герцах (Гц). Двумя тесно связанными понятиями являются период (p), который представляет собой время, необходимое для прохождения одной полной волны, измеряемый в микросекундах (мкс), и длина волны (λ), которая представляет собой расстояние, проходимое одной полной волной, измеряемое в миллиметрах (мм). ) (см. рис.  1.1а ). Частота обратно пропорциональна периоду и длине волны. То есть, чем короче период, тем выше частота; чем короче длина волны, тем выше частота. Ультразвуковое оборудование обычно работает в диапазоне от 1 мегагерца (МГц) до 20 МГц, что значительно превышает диапазон человеческого слуха, обычно считающийся диапазоном от 20 до 20 000 Гц (от 0,00002 до 0,02 МГц). Понимание частоты имеет клиническое значение для оператора и пользователей ультразвука. В частности, выбор подходящего частотного диапазона повлияет как на разрешение изображения, так и на способность проникать в ткани и структуры изображения на желаемую глубину.

Частота является одним из факторов, определяющих пространственное разрешение. Пространственное разрешение относится к способности ультразвука различать два объекта, находящиеся в непосредственной близости друг от друга, как отдельные объекты. Звуковые волны более высокой частоты дают лучшее разрешение, чем волны более низкой частоты. Однако это улучшенное разрешение для звуковых волн более высокой частоты достигается за счет более низкого проникновения [ 15 ]. То есть звуковые волны более высокой частоты менее способны отображать структуры, расположенные дальше от преобразователя, чем звуковые волны более низкой частоты. Таким образом, для типичных применений в отделении интенсивной терапии более высокие частоты более полезны для визуализации поверхностных структур, тогда как более низкие частоты более полезны для визуализации более глубоких структур. Таким образом, датчики с частотным диапазоном от 5 до 15 МГц используются для визуализации поверхностных структур, таких как анатомия поверхностных сосудов, а диапазоны частот от 2 до 5 МГц используются для визуализации более глубоких структур, таких как внутрибрюшные органы.

Амплитуда относится к силе звуковой волны, представленной высотой волны (см. рис.  1.1а ). Амплитуда измеряется в единицах давления – мегапаскалях (МПа). Мощность звуковой волны относится к общему количеству энергии ультразвукового луча и измеряется в ваттах [ 16 ]. Мощность и амплитуда тесно связаны, причем мощность пропорциональна квадрату амплитуды [ 17 ]. При использовании ультразвука следует иметь в виду, что, например, при удвоении амплитуды пациенту будет передано в четыре раза больше энергии.

Понимание концепций амплитуды и мощности имеет решающее значение для обеспечения безопасного использования ультразвука. В целом, проведение ультразвукового сканирования должно соответствовать принципу ALARA (настолько низкое, насколько это разумно достижимо), поддерживая общее ультразвуковое воздействие на настолько низком уровне, насколько это разумно достижимо [ 18 ]. Все ультразвуковые аппараты, способные превышать заданную мощность, должны отображать на дисплее выходной мощности два индекса выходной мощности: механический индекс (MI), который указывает на риск повреждения механическими механизмами, и тепловой индекс (TI), который обеспечивает указание на риск вреда от термического воздействия [ 18 , 19 ]. Чем выше индексы, тем больше потенциальный вред. Правила Управления по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов (FDA) допускают глобальный максимальный индекс МИ < 1,9, за исключением офтальмологических применений, где максимально допустимый ТИ должен быть < 1,0, а МИ < 0,23 [ 20 ]. Для акушерских применений текущие рекомендации заключаются в том, чтобы MI и TI составляли ≤ 1,0, а время воздействия было как можно более коротким: обычно от 5 до 10 минут и не более 60 минут [ 21 , 22 ].

Генерация звуковых волн

Генерация звуковых волн стала возможной благодаря открытию пьезоэлектрического эффекта в 1880 году: некоторые кристаллы вибрируют, когда к ним приложено напряжение, и наоборот, подвергание кристалла механическому напряжению приведет к образованию электрического заряда [ 23 ]. Используя этот принцип, преобразователь ультразвукового аппарата содержит кристаллические элементы (рис.  1.2 ), так что, подавая электрическую энергию через кабель к этим пьезоэлектрическим кристаллам, они меняют форму, вибрируют и тем самым преобразуют электрическую энергию в механическую энергию. . И наоборот, пьезоэлектрические кристаллы также могут преобразовывать механическую энергию обратно в электрическую, тем самым позволяя ей действовать как передатчик, так и приемник. Внутри преобразователя пьезоэлектрический кристалл поддерживается материалом подложки (см. рис.  1.2 ), который служит для гашения любых направленных назад вибраций, а линза перед кристаллом помогает фокусироваться. Наконец, слой согласования импеданса перед пьезоэлектрическими элементами и линзой способствует передаче звуковых волн пациенту [ 24 ]. Вместе эти компоненты позволяют передавать и принимать звуковые волны. Независимо от характеристик передаваемых звуковых волн, все ультразвуковые изображения полагаются на то, что пользователи интерпретируют отображение звуковых волн, отраженных обратно в приемник. Таким образом, понимание того, как звуковые волны распространяются и отражаются от тканей, является критически важным знанием для любого специалиста по УЗИ.

Рис. 1.2

Схематическое изображение компонентов ультразвукового преобразователя. Иллюстрация любезно предоставлена ​​Мэри Э. Бриндл, доктором медицины, магистром здравоохранения.

Взаимодействие звуковых волн с тканями

Чтобы понять, как генерируется ультразвуковое изображение, важно понимать множество способов, которыми звуковые волны распространяются через ткани и взаимодействуют с ними. Характеристики ткани, такие как плотность, жесткость и гладкость, а также размер поверхности допрашиваемого объекта, играют решающую роль в определении количества сигнала, отраженного обратно на датчик. Поскольку только отраженные звуковые волны могут помочь в создании изображения, пользователям критически важно понимать, как звуковые волны возвращаются к преобразователю, а также почему они этого не делают.

Скорость распространения

Скорость распространения звуковых волн внутри тканей измеряется в метрах в секунду (м/с). Эта скорость определяется плотностью и жесткостью ткани, а не характеристиками самих звуковых волн. Скорость распространения обратно пропорциональна плотности ткани и прямо пропорциональна жесткости ткани [ 17 ]. Другими словами, чем плотнее ткань, тем медленнее скорость распространения через эту ткань, а чем жестче ткань, тем выше скорость. В целом скорость распространения самая низкая через воздух (330 м/с) и жир (1450 м/с) и самая высокая через мышцы (1580 м/с) и кости (4080 м/с) (Таблица  1.1 ) [ 25 ]. Средняя скорость через мягкие ткани составляет 1540 м/с, и ультразвуковой аппарат предполагает, что именно с этой скоростью распространяются его звуковые волны, независимо от того, так это или нет.

Таблица 1.1

Скорость распространения в различных средах измеряется в метрах в секунду [ 25 ]. Акустический импеданс, измеряемый в килограммах на квадратный метр в секунду [ 62 , 63 ]. Коэффициент затухания, измеряемый в дБ/см/МГц [ 25 ]

Середина	Скорость распространения (метров/секунду)	Акустическое сопротивление (кг/(м 2 с))	Коэффициент затухания (дБ/см/МГц)
Воздух	330	430	10.00
Толстый	1450	1,33 × 10 6	0,63
Вода	1480 г.	1,48 × 10 6	0,00
Средние мягкие ткани	1540 г.		0,70
Печень	1550 г.	1,66 × 10 6	0,94
Почка	1560 г.	1,64 × 10 6	1.00
Кровь	1570 г.	1,67 × 10 6	0,18
Мышцы	1580 г.	1,71 × 10 6	1,30 (параллельно)—3,30 (поперечно)
Кость	4080	6,47 × 10 6	5.00

Понимание скоростей распространения различных тканей важно по трем причинам. Во-первых, скорости распространения через различные границы раздела тканей определяют количество отражений звуковых волн, что, в свою очередь, определяет яркость отображения сигнала. Во-вторых, различия в скоростях распространения являются важным источником артефактов (см. раздел «Ошибка скорости распространения»). Если звуковые волны проходят через ткань с меньшей скоростью, чем предполагает аппарат (например, через воздух или жир), любые отражения волн от интересующего объекта будут располагаться на дисплее на большем расстоянии от датчика, чем истинное расстояние. расстояние. Наконец, поскольку во всех диагностических ультразвуковых исследованиях используется вышеупомянутое приближение идеальных характеристик тканей, ультразвук никогда не даст такой же точности изображения, как компьютерная томография (КТ) или магнитно-резонансная томография (МРТ).

Когда звуковые волны взаимодействуют с тканями, могут произойти любые или все следующие процессы: отражение, рассеяние, преломление, поглощение и затухание [ 15 ].

Отражение

Когда ультразвуковые волны распространяются через ткани и сталкиваются с границами раздела между двумя типами тканей, некоторые звуковые волны отражаются обратно. Эта отраженная звуковая волна называется эхом . Как упоминалось ранее, ультразвуковая визуализация зависит от производства и обнаружения этих отраженных эхо-сигналов. Производство эха критически зависит от наличия разницы акустического импеданса между двумя типами тканей. Акустический импеданс является свойством ткани и определяется как произведение плотности ткани и скорости распространения звуковых волн через эту ткань. Если два типа тканей имеют одинаковый акустический импеданс, эхо не будет возникать, поскольку звуковые волны не будут отражаться обратно.

Яркость сигнала напрямую связана с величиной отражения, причем величина отражения пропорциональна абсолютной разнице акустического импеданса между двумя средами. Отсюда следует, что большое несовпадение акустического импеданса между двумя типами тканей приведет к яркому эхогенному сигналу, тогда как небольшое несовпадение акустического импеданса между двумя другими типами тканей приведет к слабому эхосигналу. Например, на границе между печенью и почкой из-за минимальной разницы акустического сопротивления между двумя тканями отражается только около 1 % звука (см. Таблицу  1.1 ). Таким образом, границу между почкой и печенью несколько труднее отличить друг от друга (рис.  1.3а ) и она менее эхогенна, чем граница между мышцей и костью, которая имеет большое несоответствие акустического импеданса, в результате чего образуется яркая эхогенная линия (см. рис. 1.3б ) . Наконец, из-за очень большой разницы акустического импеданса между тканью и воздухом при встрече с воздухом отражается > 99,9 % звуковых волн. Это приводит к минимальному дальнейшему распространению звуковых волн. Следовательно, за пределами этого интерфейса возможности дальнейшего прямого изображения структур ограничены [ 24 ]. Большая разница в акустическом импедансе между воздухом и кожей также является причиной необходимости использования связующего геля для целей визуализации. Нанесение геля устраняет наличие воздуха между датчиком и кожей, способствуя передаче звуковых волн, а не отражению большей их части обратно.

Рис. 1.3

a Продольный косой ультразвуковой снимок печени и правой почки. Небольшая разница в акустическом импедансе между печенью и почкой приводит к минимально эхогенной границе между двумя органами. б Поперечная ультразвуковая картина четырехглавой мышцы. Большая разница акустического импеданса мышц и бедренной кости приводит к яркой эхогенной границе между двумя структурами.

Вторым фактором, определяющим степень отражения, является гладкость поверхности. На гладких поверхностях, размер которых превышает длину волны ультразвука, происходит зеркальное отражение (рис.  1.4 ), что приводит к значительному отражению. Однако на шероховатых поверхностях, где волнистость поверхностей имеет размер, аналогичный размеру длины волны ультразвука, звуковые волны отражаются в нескольких направлениях. Это приводит к диффузному отражению (рис.  1.5 ) [ 26 ]. Поскольку возвращающиеся эхо-сигналы направлены в нескольких направлениях, преобразователь принимает обратно только некоторые из них. В результате диффузное отражение приводит к менее эхогенному сигналу.

Рис. 1.4

Зеркальное отражение происходит, когда звуковые волны отражаются от гладкой поверхности, размер которой превышает длину волны.

Рис. 1.5

Диффузное отражение происходит, когда звуковые волны отражаются от шероховатой поверхности, размер которой аналогичен размеру длины волны.

Рассеяние и преломление

Дополнительные способы, по которым излучаемые ультразвуковые волны не полностью отражаются обратно к преобразователю, что приводит к ослаблению звуковых волн, включают рассеяние и преломление. Рассеяние происходит, когда ультразвуковые волны сталкиваются с объектами, размерами которых меньше длины волны ультразвука, [ 15 ] что способствует уменьшению интенсивности отраженного сигнала (рис.  1.6 ).

Рис. 1.6

Рассеяние происходит, когда звуковые волны отражаются от объектов, которые малы по сравнению с размером длины волны.

Преломление происходит, когда звуковые волны переходят из одной среды в другую с разными скоростями распространения. Эти разные скорости приводят к преломлению или изменению направления исходной (или падающей) звуковой волны [ 25 ]. Угол преломления, или величина изменения направления ультразвуковой волны, определяется законом Снелла с использованием следующего уравнения:

где θ ₁ — угол падения в первой среде, V ₁ — скорость распространения звука в первой среде, θ ₂ — угол преломления, V ₂ — скорость распространения звука во второй среде (рис.  1.7 ). Как видно из уравнения, чем выше разница скоростей распространения в двух средах, тем больше величина изменения угла преломленного луча. Поскольку ультразвуковой аппарат предполагает, что звуковая волна распространяется по прямой линии, и не знает, что путь звука был изменен в результате рефракции, [ 24 ] это приводит к таким артефактам, как артефакт двойного изображения (см. раздел «Артефакты рефракции»). ). Таким образом, чтобы минимизировать рефракцию, за исключением применения допплера (см. раздел «Эффект Доплера»), ультразвуковое изображение должно быть получено под углом, максимально перпендикулярным интересующей структуре, чтобы минимизировать угол падения (рис.  1.8а , б ).

Рис. 1.7

Преломление происходит, когда звуковые волны переходят из одной среды со скоростью распространения в другую среду с другой скоростью распространения.

Рис. 1.8

a Поперечная ультразвуковая картина правой сонной артерии и внутренней яремной вены с расположенным под углом датчиком. б Тот же поперечный ультразвуковой снимок правой сонной артерии и внутренней яремной вены с датчиком, расположенным под углом 90° к структурам. Без необходимости изменять какие-либо элементы управления улучшается разрешение изображения сосудистых структур.

Поглощение и ослабление

Когда звуковые волны распространяются через ткани, часть акустической энергии поглощается и преобразуется в тепло. Степень поглощения зависит от (1) частоты звуковой волны, (2) глубины сканирования и (3) природы самой ткани.

Звуковые волны более высокой частоты поглощаются больше, чем звуковые волны более низкой частоты. Как говорилось ранее в этой главе, хотя звуковые волны более высокой частоты дают лучшее разрешение, чем звуковые волны более низкой частоты, это улучшенное разрешение достигается за счет меньшей проникающей способности [ 15 ]. Неспособность высокочастотных звуковых волн глубоко проникать в ткани является прямым результатом высокого поглощения и преобразования акустической энергии в тепло. Таким образом, меньшая глубина, при условии, что она в достаточной степени захватывает интересующую структуру в поле зрения, приведет к лучшему изображению, чем изображение на большей глубине, поскольку это приводит к меньшему поглощению.

Степень поглощения также зависит от самой среды: некоторые среды приводят к более высокому затуханию, чем другие. Общее затухание в конкретной среде описывается коэффициентом затухания, который измеряется в децибелах на см/МГц (см. Таблицу  1.1 ). Как видно из Таблицы  1.1 , очень незначительное поглощение происходит в воде, тогда как сильное поглощение происходит в костях и воздухе.

Все эти описанные процессы, такие как диффузное отражение, рассеяние, преломление и поглощение, служат для ослабления силы отраженного эхо-сигнала, поскольку все они в конечном итоге так или иначе отводят энергию от основного ультразвукового луча [ 24 ].

Краткое содержание

• Увеличение частоты приводит к меньшему проникновению и большей детализации: используйте высокочастотный датчик для доступа к сосудам, мягким тканям и плевре. Используйте низкочастотные датчики для грудной клетки и живота.
• Габариты тела имеют значение: звуковые волны поглощаются и ослабляются. По мере увеличения мягких тканей от кожи до органа-мишени качество получаемого изображения снижается.
• Следите за воздухом и костями: кость приведет к почти полному отражению, что сделает невозможным изображение структур под ней. Воздух — плохой проводник звука, что приводит к появлению артефактов и невозможности получения качественного изображения.

Машина

Постоянно растущее число и разнообразие коммерчески доступных ультразвуковых аппаратов от разных производителей [ 27 ] и выбор аппарата зависит от множества факторов, таких как цена, долговечность, простота использования, качество изображения, эргономичный дизайн, загрузка. время, срок службы батареи и портативность [ 27 , 28 ]. Размер устройств для мест оказания медицинской помощи становится меньше, и с этой тенденцией портативность, соответственно, становится лучше, при этом некоторые из этих устройств для мест оказания медицинской помощи не больше или даже меньше размера портативного компьютера (рис. 1.9)  . а , б , в , г ). Хотя каждая машина имеет свое уникальное оборудование, некоторые основные компоненты универсальны, и многие устройства обладают схожими функциями.

Рис. 1.9

Портативный ультразвуковой аппарат The Edge®. Изображение предоставлено FUJIFILM SonoSite, Inc., с разрешения. b Портативный ультразвуковой аппарат SonixTablet. Изображение предоставлено Analogic Ultrasound/Ultrasonix, с разрешения. c Портативный ультразвуковой аппарат MobiUS SP1 для смартфона. Изображение предоставлено Mobisante, с разрешения. d Портативный ультразвуковой аппарат Vscan. С разрешения GE Healthcare

Важнейшими компонентами всех ультразвуковых аппаратов являются датчик, генератор импульсов, формирователь луча, процессор, дисплей и пользовательский интерфейс [ 26 , 28 ].

Преобразователь, генератор импульсов и формирователь луча

Функция преобразователя, заключающаяся в излучении и приеме звуковых волн, уже была описана (см. раздел «Генерация звуковых волн»). Пьезоэлектрические элементы, генерирующие ультразвуковые волны, обычно располагаются внутри преобразователя либо последовательно в линейном порядке, обеспечивающем прямоугольное поле зрения (линейная решетка), либо в виде дуги, обеспечивающей более широкое трапециевидное поле зрения (выпуклая или изогнутая решетка), либо управляются электронным способом от преобразователя небольшой площади (фазированная решетка) (рис.  1.10 ), или, реже, располагаются концентрическими кругами ( кольцевая решетка ).

Рис. 1.10

Преобразователь с линейной матрицей ( слева ), в котором пьезоэлектрические элементы расположены линейно, что приводит к прямоугольному полю зрения. Изогнутый массивный преобразователь ( в центре ), элементы которого расположены по дуге, что обеспечивает трапециевидное поле зрения. Датчик с фазированной решеткой ( справа ), элементы которого управляются электроникой, в результате чего поле зрения имеет секторную или круговую форму. Иллюстрация любезно предоставлена ​​Мэри Э. Бриндл, доктором медицины, магистром здравоохранения и Ирен Вайоминг Ма, доктором медицины, магистром наук

Звуковые волны передаются импульсами (см. рис.  1.1б ) с помощью генератора импульсов , также известного как передатчик. Импульс имеет две функции. Во-первых, он передает звуковые волны, поскольку его электрические импульсы преобразуются пьезоэлектрическими элементами преобразователя в звуковые волны. Применение более высокого напряжения увеличит общую яркость изображения. Однако на практике максимальная результирующая яркость ограничена, поскольку максимальное напряжение, которое может быть приложено, и максимальная акустическая мощность ультразвуковых устройств ограничены в соответствии с правилами FDA [ 29 ]. Во-вторых, импульсный генератор контролирует частоту излучаемых импульсов (количество импульсов в секунду), известную как частота повторения импульсов (PRF). Необходимо, чтобы вместо непрерывного излучения звуковых волн доставлялись импульсы звуковых волн, чтобы между импульсами было время, чтобы отраженные звуковые волны вернулись обратно к преобразователю [ 30 , 31 ]. Таким образом, время между импульсами важно для того, чтобы преобразователь мог прослушивать или принимать эхо-сигналы. Чем выше PRF, тем короче время «прослушивания». Таким образом, для исследования более глубоких структур следует использовать более низкий PRF по сравнению с визуализацией более поверхностных структур. В медицинской ультрасонографии обычно используются PRF от 1 до 10 кГц.

Как только звуковые волны генерируются генератором импульсов, формирователь луча управляет формой и направлением ультразвукового луча. Ультразвуковой луч имеет две области: ближнюю зону (или зону Френеля) и дальнюю зону (или зону Фраунгофера), где луч начинает расходиться (рис.  1.11 ). Поскольку звуковые волны излучаются множеством элементов вдоль преобразователя, эти волны подвергаются конструктивным и деструктивным помехам, особенно в непосредственной близости от преобразователя, что приводит к изменению амплитуды волн в ближнем поле. Разрешение оптимально на границе ближнего и дальнего поля, известной как фокальная зона [ 31 , 32 ]. Формирователь луча позволяет пользователю ультразвука манипулировать фокальной зоной в желаемом пространственном положении либо механически с помощью физических линз, либо электронным способом путем формирования луча. Обычно уровень фокуса обозначается стрелкой или стрелками, отображаемыми слева или справа от изображения. Для оптимизации разрешения фокус следует установить на уровне интересующей области или чуть ниже (рис.  1.12а , б и в ).

Рис. 1.11

Форма ультразвукового луча

Рис. 1.12

Поперечный вид правой сонной артерии со слишком низким расположением фокальной зоны. б Поперечный вид правой сонной артерии со слишком высоким расположением фокальной зоны. в Поперечный вид правой сонной артерии с фокальной зоной, расположенной на правильном уровне.

Процессор, дисплей и пользовательский интерфейс

Как только возвращающиеся эхо-сигналы возвращаются, преобразователь действует как приемник этих сигналов, которые затем обрабатываются процессором. Две основные характеристики эха определяют изображение, которое в конечном итоге отображается на дисплее: (1) сила эха и (2) время, необходимое для возвращения эха. Во-первых, сила эха отображается его яркостью, так что более сильный возвращающийся сигнал является более эхогенным, чем более слабый возвращающийся сигнал. Это хорошо видно в структурах, где происходит спектральное отражение, таких как диафрагма. Однако ультразвуковые волны не направлены под перпендикулярными углами по всей диафрагме. Таким образом, часть диафрагмы, которая не находится под перпендикулярным углом к ​​преобразователю, приводит к преломлению звуковых волн. Эта рефракция вызывает более слабое обратное эхо и гипоэхогенный сигнал (рис.  1.13 ). Во-вторых, время, необходимое для возвращения эха, используется процессором для определения расстояния объекта от преобразователя с помощью уравнения дальности (расстояние = скорость × время/2). Поскольку ультразвук предполагает, что все сигналы распространяются со скоростью 1540 м/с, время, необходимое для возвращения эха, будет определять местоположение отражателя. Информация о яркости и расстоянии затем собирается с каждой линии сканирования массивом пьезоэлектрических элементов внутри преобразователя и сопоставляется для формирования изображения в режиме 2 дБ (рис.  1.14 ). Это изображение затем отображается на дисплее. Когда пользователь проводит датчиком по срезу ткани, визуализация в реальном времени становится возможной благодаря быстрой обработке данных нескольких строк сканирования.

Рис. 1.13

Поперечное изображение печени. Части диафрагмы, расположенные перпендикулярно датчику, приводят к зеркальному отражению и эхогенным сигналам. Часть диафрагмы, расположенная под косым углом к ​​датчику ( бирюзовая линия ), приводит к рефракции ( синяя стрелка ) и гипоэхогенности сигналов.

Рис. 1.14

Информация о яркости и расстоянии собирается с каждой линии сканирования массивом пьезоэлектрических элементов внутри преобразователя и сопоставляется для формирования двумерного изображения.

Чтобы пользователь мог настраивать различные элементы управления, пользовательский интерфейс позволяет выполнять эти манипуляции либо в форме клавиатуры, ручек, кнопок, трекера, трекпада или сенсорного экрана [28 ] . Помимо предоставления пользователю доступа к различным элементам управления, во многих машинах пользовательский интерфейс также помогает пользователю выполнять измерения, сохранять изображения и видео, останавливать изображение и воспроизводить кадр за кадром с использованием функции управления кинопетлей.

Контрольно-измерительные приборы и средства управления

Независимо от типа доступного пользовательского интерфейса, некоторые функции и элементы управления являются универсальными, тогда как многие другие обычно доступны в большинстве устройств. Знакомство с этими доступными элементами управления позволит пользователям использовать большинство доступных ультразвуковых устройств. После включения устройства, выбора подходящего датчика и нанесения связующего геля на поверхность датчика полученное изображение необходимо будет откорректировать.

Глубина и масштабирование

Общий диапазон глубин в некоторой степени предопределен частотой преобразователя. Например, высокочастотные датчики (10–15 МГц) обычно не способны визуализировать глубокие структуры на глубине более 10–15 см. И наоборот, датчики с более низкой частотой (2–5 МГц) не способны правильно отображать поверхностные структуры в пределах первых нескольких сантиметров. Поэтому необходимо сделать правильный выбор преобразователя. Однако после выбора подходящего преобразователя глубину можно дополнительно отрегулировать, чтобы обеспечить надлежащее обследование интересующей области. Во время первоначального сканирования первоначальная настройка глубины должна быть установлена ​​высокой, чтобы правильно обследовать область, чтобы не пропустить результаты дальнего поля, а также помочь с ориентацией окружающих структур. После обследования региона пользователь может уменьшить глубину с помощью кнопки глубины или ручки на устройстве. Большинство устройств отображают глубину либо путем отображения общей глубины с помощью решеток вдоль боковой части дисплея ультразвукового экрана (рис.  1.15а ), либо путем отображения фактической глубины рядом с решетками (см. рис.  1.15b ).

Рис. 1.15

a Информация о расстоянии на ультразвуковом изображении иллюстрируется общей глубиной и штриховками вдоль боковой части экрана. На этом изображении общая глубина составляет 4,0 см ( красный кружок ). Таким образом, каждая большая решётка равна 1 см ( белые стрелки ). b Информация о расстоянии на ультразвуковом изображении иллюстрируется глубиной, отображаемой рядом со знаком решетки. На этом изображении общая глубина составляет 2,6 см. Таким образом, каждая решетка составляет 0,5 см ( белые стрелки ).

Альтернативно, функция масштабирования может использоваться для увеличения интересующей области (рис.  1.16a , b ). Часто это активируется путем размещения на экране рамки над интересующей областью с помощью трекбола или трекпада. Увеличение может улучшить или не улучшить разрешение изображения, в зависимости от доступного ультразвукового устройства, поскольку некоторые устройства способны увеличивать плотность линий сканирования, а другие — нет [ 26 ]. Важно помнить, что после использования функции масштабирования структура, отображаемая в верхней части увеличенного изображения, может перестать быть самой поверхностной структурой непосредственно под датчиком.

Рис. 1.16

a Продольный косой ультразвуковой снимок печени и правой почки. Область интереса отмечена желтым прямоугольником масштабирования. b Функция масштабирования активирована. Верхняя часть изображения соответствует области в желтой рамке масштабирования и больше не относится к анатомии, находящейся непосредственно под датчиком.

Усиление, компенсация временного усиления, автоматическая регулировка усиления и фокусировка

Различные процессы затухания звуковых волн в тканях, такие как поглощение, рассеяние и преломление, способствуют ослаблению силы возвращающегося эха. Приемник с помощью функции усиления может усиливать эти возвращающиеся эхо-сигналы, чтобы компенсировать затухание в тканях. При увеличении усиления увеличивается общая яркость изображения. Однако чрезмерное усиление может привести к увеличению «шума» изображения, поскольку все возвращающиеся сигналы усиливаются (рис.  1.17а , б , в ).

Рис. 1.17

Поперечное изображение левой медиальной широкой мышцы бедра. Применено слишком большое усиление. б То же изображение. Применено слишком мало усиления. в То же изображение. Применяется правильный размер выигрыша

Степень затухания напрямую связана с глубиной сканирования. Таким образом, звуковые волны, возвращающиеся с увеличенной глубины, обычно страдают от более высокой степени затухания. Большинство современных устройств позволяют пользователям выборочно усиливать усиление сигналов, возвращающихся с более глубоких глубин, с помощью функции, известной как компенсация временного усиления (TGC), также известная как управление усилением глубины . Управление TGC обычно осуществляется с помощью ряда ползунков, причем кнопки вверху соответствуют эхо-сигналам, отраженным от ближнего поля, а кнопки внизу соответствуют эхо-сигналам, отраженным от дальнего поля (рис. 1.18  ) . Сдвиг кнопки вправо обычно увеличивает усиление, а смещение кнопок влево подавляет усиление. Некоторые ультразвуковые устройства контролируют усиление ближнего и дальнего поля с помощью ручек, а не кнопок-ползунков, но принцип использования TGC тот же. Это позволяет пользователям выборочно усиливать силу сигналов, возвращающихся из более глубоких тканей, без увеличения общего шума в ближнем поле (рис.  1.19a , b , c ).

Рис. 1.18

Типичные ползунки для регулировки компенсации временного усиления.

Рис. 1.19

Продольное изображение нижней полой вены с равномерным применением компенсации временного выигрыша. б То же изображение с более высоким усилением, выборочно примененным к дальнему полю. c То же изображение с более высоким усилением, выборочно примененным к ближнему полю.

Наконец, некоторые машины оснащены функцией автоматической регулировки усиления, которая обнаруживает уменьшение амплитуды эхо-сигнала с глубиной и применяет к этим эхо-сигналам компенсационное усиление [ 33 ]. Использование этой функции требует меньше времени и контроля со стороны пользователя. Однако эта функция может создавать артефакты вокруг безэховых областей [ 34 ]. Использование фокуса уже обсуждалось в разделе «Преобразователь, генератор импульсов и формирователь луча». Фокус должен быть установлен на уровне интересующей области или чуть ниже (см. рис.  1.12а , б , в ).

Динамический диапазон

Когда эхо-сигналы отражаются обратно к преобразователю, присутствует широкий диапазон амплитуд волн. Однако машина не способна отображать весь этот диапазон амплитуд с разной степенью яркости, так как ограничена своим динамическим диапазоном. Динамический диапазон — это отношение наибольшей к наименьшей амплитуде волны, которую может отображать машина, выраженное в децибелах [ 35 ]. В результате этого ограничения для целей отображения информация в оттенках серого сжимается до полезного диапазона путем избирательного усиления более слабых сигналов по сравнению с более сильными эхо-сигналами. При уменьшении динамического диапазона становится доступным меньше оттенков серого. И наоборот, за счет увеличения динамического диапазона становится доступно больше оттенков серого. Эффекты изменения динамического диапазона можно легко увидеть на рис.  1.20а , б .

Рис. 1.20

Поперечное изображение сонной артерии с низким динамическим диапазоном (50 дБ). b Используется более высокий динамический диапазон (100 дБ).

Гармоническая визуализация

Передача ультразвуковых сигналов у пациента часто искажается, поскольку ткани человека не являются идеально эластичными [ 36 ]. То есть в ответ на фазы сжатия и разрежения звуковых волн ткань сжимается и расслабляется с разной скоростью (см. рис.  1.1а ). Например, во время фазы сжатия звуковой волны (см. рис.  1.1а ) звук фактически распространяется через эту более плотную ткань быстрее, чем во время фазы расслабления [ 37 ]. Эта дифференциальная скорость приводит к искажению звуковой волны с более высокими частотами, присутствующими во время фазы сжатия, чем исходная передаваемая частота (также известная как основная частота) (рис.  1.21 ). Эти более высокие частоты, генерируемые тканями, кратны основным частотам и известны как гармоники . В результате этих искажений и других факторов ослабления внутри ткани при традиционной визуализации в фундаментальном режиме к тому времени, когда эхо-сигналы возвращаются к датчику, может присутствовать значительный шум, что приводит к неоптимальному изображению.

Рис. 1.21

Распространение звуковых волн. Генерируется основная звуковая волна ( темно-серая ). Дифференциальная скорость распространения в результате сжатия и разрежения приводит к искажению звуковой волны ( красный )

Гармоническая визуализация направлена ​​на обнаружение именно этих искаженных гармонических частот, которые генерируются тканями, и создание изображений на основе этих гармонических звуковых волн, а не основных частот, и при этом улучшает качество изображения за счет улучшения как разрешения изображения, так и подчеркивания внешнего вида. таких артефактов, как усиление, затенение и артефакты «хвоста кометы» (см. раздел «Распространенные артефакты») [ 26 , 35 , 36 ]. Этот метод особенно полезен для визуализации пациентов, у которых искажение звуковых волн может быть значительным (т. е. сканирование глубоких структур у пациентов с ожирением). Преимущества гармонической визуализации у пациентов, чьи искажения вряд ли будут значительными (т.е. худощавые пациенты; поверхностное сканирование), сомнительны, поскольку интенсивность гармонических частот ниже, чем интенсивность основных частот [37 ] .

Использование пресетов

Многие машины оснащены предустановками для определенных применений, таких как торакальный доступ, сосудистый доступ или брюшная полость. В предустановках обычно предварительно настраиваются усиление, глубина и фокус таким образом, что одним нажатием кнопки устанавливаются наиболее подходящие настройки для сканирования. Предустановки предлагают хорошую отправную точку для сканирования. Тем не менее, пользователь все равно должен быть знаком с соответствующими элементами управления, поскольку предварительные настройки не могут учитывать индивидуальные характеристики пациента и особенности его телосложения.

Режимы отображения

Хотя до сих пор обсуждение в основном концентрировалось на 2D-визуализации в B-режиме, M-режим, или режим движения, является еще одним полезным ультразвуковым режимом. М-режим используется для отображения ультразвукового сигнала вдоль одной линии сканирования. Для этого сначала получается двухмерное изображение. Затем пользователь может настроить одну линию сканирования вдоль интересующей области, и при этом отраженные звуковые волны вдоль этой единственной линии сканирования будут отображаться с течением времени. Поскольку информация за пределами строки сканирования больше не отображается в режиме реального времени, машина способна быстро и эффективно обрабатывать и обновлять отображаемую информацию, что приводит к превосходному временному разрешению. Клинически М-режим обычно используется в кардиологических и легочных исследованиях. Например, использование М-режима помогает в диагностике пневмоторакса, поскольку со временем становится очевидным отсутствие движений ниже плевры (рис.  1.22а , б , в ).

Рис. 1.22

изображение нормального легкого и плевры в М-режиме. Под плеврой наблюдается песчаный (береговой) вид, а над плевральной линией — линейный узор (море), известный как «знак морского берега». б Изображение пневмоторакса в М-режиме. Выше и ниже плевральной линии находится линейный узор, известный как «знак стратосферы» или знак «штрих-код». в Изображение в М-режиме на границе пневмоторакса. Это демонстрирует чередование «знака морского берега» и «знака стратосферы».

Другие режимы, обычно используемые в клинической практике, включают доплеровские режимы, которые обсуждаются в разделе «Эффект Доплера».

Краткое содержание

• Знайте свою машину и ее предустановки: в большинстве современных машин необходимые настройки минимальны.
• Не слишком много и не слишком мало: отрегулируйте усиление так, чтобы вы могли видеть соответствующую яркость. Слишком большое усиление приведет к тому, что изображение будет невозможно интерпретировать, поскольку оно будет выглядеть слишком белым. Недостаточное усиление приведет к темному изображению. Найдите золотую середину и тренируйте свой глаз.

Общие артефакты

Артефакты — это отражения ультразвуковых волн, которые не отображают или не точно представляют интересующую анатомическую структуру. Обычно артефакты могут стать препятствием для точного получения изображения и привести к диагностической ошибке. С другой стороны, понимание механизма некоторых артефактов может быть эффективно использовано для понимания физиологии и улучшения диагностики критических патологий и ухода за больными.

Существует множество типов артефактов, которые являются результатом различных факторов, включая неправильные предположения о скорости и направлении звуковых волн в биологической ткани (т. е. звуковые волны распространяются со скоростью 1540 м/с и по прямой линии), ошибки приборов, физические ультразвука в целом и физические ограничения получения изображений [ 38 , 39 ]. Артефакты, связанные с неправильными методами визуализации, такие как неправильное использование усиления, можно предотвратить и они не будут описываться далее в этой главе (рис.  1.23 ). При описании артефактов используется специальная ультразвуковая терминология. Краткое изложение этих терминов представлено в Таблице  1.2 . Описаны некоторые из наиболее часто встречающихся артефактов, потенциально влияющих на клиническую помощь, а также некоторые полезные артефакты.

Рис. 1.23

Левая панель : Поперечное изображение сонной артерии справа и внутренней яремной вены слева. Чрезмерное усиление привело к появлению «шума» внутри сосудов, который можно принять за наличие тромба. Правая панель : Легкая компрессия позволяет выявить сжимаемость внутренней яремной вены.

Таблица 1.2

Общие термины для описания УЗИ ^a

безэховый	Часть изображения, не вызывающая эха (без эха)
Гипоэхогенный	Части изображения менее яркие, чем окружающие ткани.
изоэхогенный	Структуры одинаковой яркости
Однородный	Структуры, в которых повсюду наблюдаются одинаковые характеристики эха.
гетерогенный	Структуры, в которых имеются различные характеристики эха.
Отражатель	Структура, от которой отражается вся или часть распространяющейся звуковой волны и может отражаться непосредственно обратно к источнику звуковой волны в зависимости от угла падения на отражатель.

^а Адаптировано из [ 38 ] и [ 39 ]

Артефакты реверберации

Артефакты реверберации являются результатом звуковой волны, которая отражается взад и вперед между двумя сильными отражателями, расположенными на пути ультразвукового луча, прежде чем в конечном итоге вернуться обратно к преобразователю. Эта задержка возврата к датчику интерпретируется аппаратом как нахождение дальше от датчика и, таким образом, отображается на изображении с большей глубиной (рис.  1.24 ) [ 40 ]. Обычно эти артефакты появляются в нескольких количествах, расположены на равном расстоянии, перпендикулярно основной оси звукового луча, но распространяются в параллельном направлении. Они простираются дальше интересующей структуры (рис.  1.25 ) [ 39 ]. Другой пример — повторяющаяся гиперэхогенная А-линия, артефакт, наблюдаемый как в нормальных легких, так и при пневмотораксе, представляющая собой реверберации между границей раздела кожа-воздух и границей грудной клетки и плевры (рис.  1.26 ) [ 41 ].

Рис. 1.24

Артефакт реверберации. Когда звуковые волны сталкиваются с двумя сильными отражателями, волны отражаются взад и вперед между двумя отражателями. Задержка возврата эхо-сигналов к преобразователю интерпретируется как звуковые волны, которые прошли дальше и отображаются соответственно на большей глубине.

Рис. 1.25

Артефакт реверберации. Множественные параллельные линии, возникающие в результате артефактов реверберации трахеи, видимых в верхней проекции пищевода при чреспищеводной эхокардиографии на уровне дистального отдела восходящей аорты.

Рис. 1.26

Множественные параллельные гиперэхогенные А-линии, возникающие в результате артефактов реверберации между границей раздела кожа-воздух и границей грудной клетки и плевры.

Хвосты комет или артефакты Ring Down

Хвосты комет или артефакты «кольца вниз» представляют собой тип артефакта реверберации, который возникает между двумя очень близко расположенными отражателями (хвосты кометы) или из-за вибрации очень маленьких структур, таких как пузырьки воздуха, бомбардируемые звуковыми импульсами (артефакты «кольца вниз») [ 39 , 40 , 42 ]. Они обычно выглядят как серия множества близко расположенных и коротких полос, которые простираются в продольном направлении и выглядят как одно длинное гиперэхогенное эхо, параллельное ультразвуковому лучу (рис.  1.27 ) [ 43 ]. Артефакт хвоста кометы хорошо описан и изучен с помощью ультразвукового исследования легких в местах оказания медицинской помощи. Этот артефакт основан на висцеральной плевре легкого, приложенной к париетальной плевре, где он может отражать плотность воды в интерстициальных лимфатических сосудах [ 2 , 41 , 44 , 45 ]. Этот специально определенный артефакт, также называемый «B-линиями», в сочетании с другими признаками, такими как «скольжение легких», может эффективно использоваться для выявления нормальной физиологии легких, пневмоторакса и интерстициальных легочных синдромов [ 2 , 46 ].

Рис. 1.27

Два кометных хвоста (или B-линии), возникающие в результате артефактов реверберации, возникающих из плевральной линии и доходящих до края дисплея.

Артефакты зеркального изображения

Артефакты зеркального изображения — это еще одна форма артефактов реверберации, при которой звуковые волны отражаются от сильного отражателя (см. зеркальное отражение , рис.  1.4 ), который действует как «зеркало», а затем перенаправляется к другой структуре, вызывая появление другой копии этой структуры. кажутся более глубокими, чем реальная структура [ 39 ]. Обычно яркий отражатель или зеркало располагается на прямой линии между артефактом и преобразователем, а истинное изображение и зеркальное изображение находятся на равных расстояниях от плоскости зеркала (рис.  1.28 и 1.29 ) [ 39 ].

Рис. 1.28

Артефакт зеркального отображения. Чреспищеводная эхокардиография, четырехкамерная проекция средней части пищевода с фокусом на правые отделы сердца, демонстрирующая артефакт зеркального изображения провода кардиостимулятора как в правом предсердии над перикардом, так и под перикардом.

Рис. 1.29

Артефакт зеркального отображения. Продольный вид печени. Зеркальное отражение от диафрагмы приводит к зеркальному отображению печени, расположенной выше и ниже диафрагмы.

Артефакты преломления

Артефракции рефракции связаны с преломлением звуковой волны при ее наклонном попадании на границу раздела двух сред с различным акустическим импедансом (см. рис.  1.7 ). Поскольку ультразвук предполагает, что звуковые волны распространяются через ткани по прямой линии, любое преломление звуковых волн приведет к неправильной регистрации местоположения возвращающихся эхо-сигналов [ 26 ]. Обычно артефакт располагается латеральнее истинного отражателя, но находится на той же глубине [ 39 , 40 ]. Например, аорта или одиночный плодный мешок могут привести к появлению артефакта призрачного изображения или двойного изображения, если звуковые волны преломляются прямыми мышцами живота (рис.  1.30 ) [ 43 , 47 , 48 ].

Рис. 1.30

Артефакт изображения призрака. Схематическое изображение поперечного сканирования плодного яйца через прямые мышцы живота. Преломление ультразвуковых лучей мышцами приводит к образованию артефактов. Изменено с разрешения Bull V, Мартин К. Теоретическое и экспериментальное исследование артефакта двойной аорты при визуализации в B-режиме. УЗИ 2012 1 февраля; 18: 8–13, с разрешения SAGE Publications Ltd.

Акустическое затенение

Акустическое затенение — это частичная или полная потеря изображения дистальнее или ниже структуры, которая имеет высокий акустический импеданс или затухание, например, кальций в костях или металлических протезах. Это затухание приведет к образованию гипоэховой или безэховой полосы или теней глубоко под отражающей структурой (рис.  1.31 и 1.32 ). В зависимости от задействованной анатомии эту затененную область можно уменьшить, визуализируя структуру в нескольких плоскостях, тем самым избегая размещения структуры с высоким уровнем ослабления непосредственно на пути звуковых волн к интересующей области.

Рис. 1.31

Продольный вид пояснично-крестцового отдела позвоночника. Позади остистых отростков видны акустические тени ( белые стрелки ).

Рис. 1.32

Чреспищеводная эхокардиограмма, четырехкамерная проекция средней части пищевода, демонстрирующая акустическое затенение от кольца трехстворчатого клапана.

Артефакты улучшения

Артефакт усиления концептуально несколько противоположен акустическому затенению, поскольку представляет собой гиперэхогенную область под структурой с аномально низким затуханием. Обычно это может произойти под кровеносными сосудами (рис.  1.33 ), кистами и другими заполненными жидкостью структурами, в которых акустический импеданс очень низкий по сравнению с окружающими структурами. В другом примере акустическое усиление может происходить в глубине плеврального выпота со слабым затуханием, вызывая положительный симптом позвоночника (рис.  1.34 ).

Рис. 1.33

Продольный вид внутренней яремной вены. Заднее усиление видно ниже вены.

Рис. 1.34

Корональная продольная проекция левой грудной стенки. В глубине плеврального выпота находится заднее усиление позвоночника ( красный овал ).

Артефакты скорости распространения

Артефакты распространения скорости возникают, когда скорость звуковой волны, распространяющейся через среду, не соответствует предполагаемой скорости распространения 1540 м/с. В этом случае отражатели могут быть интерпретированы системой как находящиеся неправильно дальше, если скорость распространения ниже предполагаемой, или неправильно ближе, чем есть на самом деле, если скорость распространения выше предполагаемой [ 49 ]. Это может проявляться в виде отступа, раскола или частичного разрушения структур (рис.  1.35 ).

Рис. 1.35

Артефакт распространения скорости. Звук распространяется через очаговое жировое поражение с меньшей скоростью (1450 м/сек), чем остальная часть печени (1540 м/сек), что приводит к задержке возврата эха на границе между диафрагмой и печенью. Таким образом, изображение показывает более глубокую, чем ожидалось, диафрагму. Воспроизведено из Merritt CRB. Физика ультразвука. В: Румак К.М., Уилсон С.Р., Шарбоно Дж.В., Левин Д. (ред.). Диагностическое УЗИ. Филадельфия, Элзевир Мосби; 2011: 4, с разрешения Elsevier.

Артефакты лепестков

Лепестковые артефакты возникают в результате распространения частей ультразвукового луча в направлении, отличном от главной оси луча [ 50 ]. Эти смещенные от центра лучи приводят к эхосигналам низкой амплитуды и обычно не регистрируются, если они отображаются в эхогенной области сканирования [ 35 ]. Однако если эти смещенные от центра лучи встретятся с сильным отражателем и попадут в безэховую область, они могут привести к появлению артефакта (рис.  1.36 ).

Рис. 1.36

Продольный вид живота. Асцит присутствует. Белая стрелка указывает на артефакт доли, возникающий из-за смещения от центра лучей, неправильно регистрирующих кишку из другого региона в анэхогенном асците.

Краткое содержание

• Знайте свои артефакты: УЗИ — это динамическое исследование. Перемещение пациента и визуализация в нескольких плоскостях помогут вам узнать, скрывает ли какой-либо артефакт ваш диагноз.
• Артефакты помогают вам поставить некоторые диагнозы: артефакты — это все, что вы получите при обследовании на пневмоторакс, особенно при УЗИ легких.

Эффект Доплера

В 1842 году Кристиан Доплер представил свою знаменитую статью «О цветном свете двойного старта и некоторых других небесных тел» в Королевском богемском обществе обучения [ 51 , 52 ]. В этой работе Доплер постулировал, что в астрономии частота световой волны увеличивается, если она движется к источнику, и уменьшается по мере удаления от источника. Позже было обнаружено, что это явление справедливо для любых волн, движущихся в среде, включая звуковые волны. Это явление объясняет наблюдение, что сирена, движущаяся к наблюдателю, имеет высокий тон, в то время как тон падает по мере удаления от наблюдателя. Это изменение частоты при движении известно как эффект Доплера и является основой допплеровской визуализации при ультразвуковом исследовании для обнаружения движущихся объектов, чаще всего для визуализации кровотока (рис.  1.37 ). В условиях интенсивной терапии и при надлежащей подготовке ультразвуковая допплерография может быть полезным инструментом для выявления наличия или отсутствия вышележащей сосудистой сети при проведении процедур, уточнения характера сосуда (артериальный или венозный), выявления других сосудистых аномалий, таких как тромбы. стенозы, аневризмы и кровоток через сердечные клапаны.

Рис. 1.37

Верхняя панель : Стационарные клетки крови внутри сосуда. Никакого доплеровского сдвига не наблюдается, поскольку передаваемая частота совпадает с отраженной частотой. Средняя панель: когда эритроциты движутся к датчику, отраженная частота превышает передаваемую частоту, что приводит к положительному доплеровскому сдвигу. Нижняя панель : поскольку эритроциты удаляются от датчика, отраженная частота теперь меньше передаваемой частоты, что приводит к отрицательному доплеровскому сдвигу.

Под эффектом Доплера изменение частоты известно как доплеровский сдвиг, который математически можно описать как:

где ƒ _r — частота отраженной звуковой волны, а ƒ _T — передаваемая частота.

Однако, поскольку мы не можем напрямую отображать поток крови или движущиеся объекты непосредственно к датчику или от него, доплеровский сдвиг должен учитывать этот угол изображения и включать только вектор скорости, параллельный направлению кровотока (рис. 1.38 ) . Результирующий доплеровский сдвиг прямо пропорционален косинусу угла изображения (j):

Рис. 1.38

Изображение под углом (j). Для оценки скорости потребуется, чтобы пользователь ввел правильный угол, чтобы машина могла рассчитать измерения скорости.

Визуализация под углом 90° или перпендикулярно потоку крови даст нулевой доплеровский сдвиг, поскольку косинус 90° равен нулю. То есть, несмотря на наличие кровотока, никакого движения обнаружено не будет. Фактически, только получение изображений под углом менее 60° будет надежным измерением скорости с коррекцией по углу [ 25 , 35 ].

К трем наиболее часто используемым методам ультразвуковой допплерографии относятся: цветная допплерография, спектральная допплерография и энергетическая допплерография.

Цветной допплер

При цветной допплеровской визуализации информация о доплеровском сдвиге отображается наложенной на двухмерное изображение неподвижной ткани, также известное как дуплексное сканирование. Чтобы обнаружить прежде всего кровоток, цветной допплер использует настенные фильтры (также известные как фильтры верхних частот) для отклонения стационарных или почти стационарных эхосигналов как шума или артефактов движения [ 53 ]. Специалист по УЗИ должен понимать, что, установив слишком высокие настенные фильтры, можно исключить низкоскоростные сигналы, которые могут представлять интерес. Как правило, фильтры следует устанавливать на низкие уровни (50–100 Гц) [ 25 ].

Информация, отображаемая в цветном допплеровском режиме, включает направление и скорость потока. Средние скорости по всей интересующей области отображаются одновременно, а информация о скорости отображается только качественно, в зависимости от интенсивности цвета. Информация о направлении потока основана на цветовой карте, наложенной на изображение (рис.  1.39а ). Цвет в верхней части карты цветов указывает на поток в сторону датчика, а цвет в нижней части карты цветов указывает на поток от датчика. Пользователь должен всегда обращаться к цветовой карте и не предполагать, что красный цвет означает артериальный, а синий — венозный. Кроме того, часто используемые мнемоники, такие как «БАРТ: Синий В сторону, Красный В сторону», также могут вводить в заблуждение, поскольку цветовую карту можно легко перевернуть, нажав кнопку.

Рис. 1.39

Цветная допплерография, продольная проекция сонной артерии. Наклоненный или управляемый цветной прямоугольник, демонстрирующий поток к голове пациента ( левая часть экрана ). Цветная полоса в левой части экрана показывает, что красный и желтый цвета обозначают поток к датчику, а синий — поток от датчика. На этом изображении поток с более высокой скоростью виден в средней части сосуда ( оранжевый ) по сравнению с частями, расположенными ближе к стенкам сосуда ( красный ). b Цветная коробка без углов. Здесь датчик расположен под углом к ​​ногам пациента. Цвет потока указывает на поток в направлении датчика. c Цветная коробка без углов. Здесь датчик расположен под углом к ​​голове пациента. Тот же сосуд теперь окрашен в синий цвет, что указывает на поток от датчика. d Цветная коробка без углов. Поскольку датчик удерживается под углом 90° без ангуляции, несмотря на наличие потока внутри сосуда, доплеровский сдвиг практически не обнаруживается.

При использовании цветного допплера пользователю необходимо помнить о ряде параметров, которые необходимо настроить, включая угол облучения, размер и управление цветовым блоком, цветовую шкалу, частоту повторения импульсов (PRF) и доплеровское усиление [53] . ].

Сканирование под углом облучения (менее 60°) может осуществляться либо путем управления цветовым полем, которое доступно при сканировании линейным преобразователем, либо путем наклона самого преобразователя (см. рис.  1.39а , б , в , г) . ) [ 54 ]. В общем, чем больше цветной блок, тем медленнее машина обновляет изображения. Скорость обновления изображений — это частота кадров. Чем выше частота кадров, тем в более реальном времени отображаются изображения, что также называется временным разрешением.

Максимальный доплеровский сдвиг, который можно обнаружить, основан на теореме выборки, которая утверждает, что форма волны может быть представлена ​​ее выборками только в том случае, если они получены как минимум на удвоенной частоте [ 55 , 56 ]. Этот предел, также известный как предел Найквиста, определяется как частота повторения импульсов (PRF), деленная на два, поскольку PRF — это частота дискретизации [ 57 ]. Этот предел обычно отображается на дисплее как максимальный диапазон скорости вместе с цветовой картой. Скорости, превышающие этот диапазон, будут неправильно интерпретированы и произойдет сглаживание . Алиасинг относится к артефакту, который возникает, когда высокие частоты, превышающие предел Найквиста, «обтекаются» и создают цвета обратного потока, которые могут быть ошибочно приняты за истинное разворот потока или турбулентность (рис.  1.40a , b ) [ 57 ]. Это аналогично тому, как на телевидении или в кино вращающиеся вперед колеса кажутся вращающимися в обратном направлении, поскольку частоты камер медленнее, чем предел Найквиста для частоты вращения колес. Таким образом, для высоких скоростей потока следует установить более высокий PRF, чтобы избежать наложения спектров. Во многих машинах настенный фильтр и PRF связаны, так что при установке высокого значения PRF автоматически настраивается более высокий фильтр, хотя пользователь обычно может обойти эту связь и настроить настенный фильтр самостоятельно.

Рис. 1.40

Поперечный вид сонной артерии. Наложение спектров не обнаружено при частоте повторения импульсов 5 кГц. б То же изображение сонной артерии. При частоте следования импульсов 1,4 кГц отмечается наложение спектров. Когда поток превышает 11 см/с, цвет «заворачивается» от красного к синему.

Регулировка доплеровского усиления позволит отрегулировать чувствительность аппарата к потоку [ 53 ]. Пользователю следует снизить величину доплеровского усиления в условиях чрезмерного случайного шума и увеличить усиление, чтобы обнаружить состояния низкого расхода. Обычно рекомендуется увеличивать доплеровское усиление до тех пор, пока не появится «снежная буря», а затем уменьшать усиление до исчезновения шума [ 53 , 58 ].

Как и при визуализации в B-режиме, рекомендуется использовать предварительные настройки для цветной допплеровской визуализации, поскольку предустановленные настройки предварительно настроены с соответствующей шкалой скоростей, PRF, настенным фильтром и усилением цвета.

Спектральный допплер

Спектральная допплерография может быть выполнена с использованием импульсно-волнового или непрерывно-волнового допплера. В импульсно-волновом допплере преобразователь одновременно передает импульсы звуковых волн и «слушает» отраженные сигналы (доплеровские сдвиги) между ними, тогда как непрерывная волна требует отдельных передатчиков и приемников, которые непрерывно передают и «прослушивают» соответственно.

В импульсно-волновом допплере задержка возврата переданных импульсов определяет глубину отражателя. В частности, для импульсно-волновой спектральной допплеровской визуализации, используя те же принципы, пользователь может указать интересующую глубину, поместив объем образца или ворота диапазона непосредственно в интересующий сосуд. Это позволяет отображать информацию о скорости, специфичную для конкретного участка.

В отличие от цветного допплера, где информация о скорости отображается качественно с использованием цвета, спектральная допплерография представляет информацию о скорости количественно с использованием спектра или спектрограммы, которая отображает доплеровский сдвиг (или скорость) по оси y и время по оси x (рис. 1.41)  . и 1.42 ) [ 56 ]. Направление потока указывается по отношению к базовой линии, при этом положительные доплеровские сдвиги отображаются над базовой линией, а отрицательные доплеровские сдвиги отображаются под базовой линией. По соглашению, положительные доплеровские сдвиги относятся к потоку к датчику, а отрицательные доплеровские сдвиги относятся к потоку от датчика. Многие ультразвуковые устройства также могут отображать информацию о скорости в звуковом формате. Кроме того, поскольку кровоток внутри сосудов не является полностью однородным, не все эритроциты движутся с одинаковой скоростью в выбранной области [ 59 ]. Это приводит к разбросу скоростей в любой данный момент времени. Это обратное рассеяние иллюстрируется яркостью спектрограммы (например, долей клеток крови, движущихся с заданной скоростью) [ 54 ]. Спектральная допплерография подвержена той же возможности искажения, что и цветная допплерография. Чтобы избежать наложения изображений, визуализация требует настройки PRF для обнаружения потока на любом конце предела Найквиста. Для точных измерений скорости курсор коррекции угла ворот диапазона должен быть установлен параллельно направлению потока [ 54 ]. Кроме того, при использовании спектральной импульсно-волновой допплеровской визуализации размер строба дальности должен быть установлен таким образом, чтобы объем выборки включал как можно меньше нежелательной шумовой информации вблизи стенок сосуда [ 25 ].

Рис. 1.41

Импульсно-волновая спектральная допплерография аорты

Рис. 1.42

Чреспищеводная эхокардиограмма, импульсно-волновая спектральная допплерография печеночной вены

При использовании непрерывной волны некоторые элементы преобразователя непрерывно передают звуковые волны, в то время как другие непрерывно принимают. Непрерывная передача и прием звуковых волн лишают возможности определить глубину, с которой возникают сигналы. Таким образом, обнаруживаются все доплеровские сдвиги внутри линии передачи (рис.  1.43 ). Преимущества непрерывно-волновой спектральной допплерографии включают лучшее частотное разрешение и то, что непрерывно-волновая допплерография не подвержена наложению спектров [ 56 ].

Рис. 1.43

Трансторакальная эхокардиограмма, непрерывная спектральная допплерография и комбинированная цветная допплерография. Апикальная четырехкамерная проекция, демонстрирующая митральную регургитацию.

Энергетический допплер

В то время как как цветная допплерография, так и спектральная допплерография отображают информацию о скорости и направлении кровотока, энергетическая допплерография предоставляет информацию только о средней общей энергии (или мощности), полученной путем интеграции спектра мощности допплера [ 60 ]. С момента своего появления в 1993 году [ 61 ] энергетический допплер стал широко доступен. Энергетический допплер отображает информацию об интенсивности с помощью монохроматической цветовой карты: чем выше мощность, тем светлее и ярче цвет (рис.  1.44 ). Подобно другим методам допплеровской визуализации, при его использовании необходимо внести коррективы в PRF, настенный фильтр и усиление цвета [ 60 ].

Рис. 1.44

Поперечный вид брюшной стенки. Энергетический допплер указывает на наличие кровотока (нижняя надчревная артерия).

Преимущества и потенциальные применения энергетического допплера включают следующее: Во-первых, энергетический допплер относительно независим от угла, поскольку он определяет в первую очередь интенсивность рассеяния (см. рис.  1.6 ), а не доплеровский сдвиг. Это позволяет визуализировать извилистые сосуды и сосуды, направление кровотока которых не было заранее определено, например коллатеральные кровообращения. Во-вторых, он очень чувствителен к потоку и лучше способен обнаружить низкий поток, чем цветной допплер [ 57 ]. В-третьих, поскольку он не отображает информацию о частоте, он не подвержен псевдонимам. Однако одним из основных недостатков энергетического допплера является его чувствительность к движению, что приводит к появлению вспышек (рис.  1.45 ). При визуализации с помощью энергетического допплера датчик необходимо удерживать неподвижно.

Рис. 1.45

Поперечная проекция брюшной стенки, режим энергетической допплерографии. Движение датчика, приводящее к артефакту вспышки

Знакомство с этими различными методами важно для оказания помощи в принятии клинических решений в отделении интенсивной терапии. Хотя понимание физики может быть сложной задачей для клиницистов, время, потраченное на истинное понимание этих принципов, принесет большие дивиденды в понимании анатомии и патофизиологии, лежащих в основе создания изображений. Более того, как только принципы будут хорошо поняты, интерпретацию артефактов можно будет использовать для улучшения клинического диагноза, а не для того, чтобы препятствовать ему.

Краткое содержание

• Будьте осторожны со значением синего и красного цветов: эффект Доплера наблюдается всякий раз, когда источник волн движется относительно наблюдателя. Другими словами, синий и красный цвета отражают движение относительно зонда и не обозначают вену и артерию соответственно.
• Допплерография предназначена не только для сосудов: допплерография — это заменитель потока; следовательно, его можно использовать во множестве обстоятельств для оценки этого, например, в сосудах и даже в сердце для расчета сердечного выброса.