Основы узи книга

Обзор

Ключевые моменты

• • 

Ультразвуковые волны рассеиваются на границе раздела с воздухом. Нормальные или частично аэрированные легкие создают артефакты реверберации в виде дискретных паттернов, которые коррелируют с основной патологией.

• • 

Ультразвуковое исследование грудной клетки превосходит традиционный физикальный осмотр или рентгенографию грудной клетки для оценки причин острой одышки и имеет почти такую же точность, как компьютерная томография.

• • 

Количество литературы, подтверждающей использование ультразвукового исследования легких у постели больного, продолжает расти, но обучение и аттестация медицинских работников отстают.

Справочная информация

Хотя первые описания локализации плеврального выпота с помощью ультразвука относятся к 1960-м годам, исторически радиологи не применяли ультразвук к легким из-за ошибочного представления о том, что ультразвуковое исследование легких имеет ограниченную полезность, учитывая высокие отражающие свойства воздуха. В 1980-х годах в литературе появились описания ультразвукового исследования легких лошадей. Более поздние инновационные и новаторские исследования Лихтенштейна и других показали, что ультразвуковые артефакты, создаваемые линией плевры, могут быть связаны с основной патологией паренхимы и плевры у пациентов в критическом состоянии. Эти результаты включали описание скольжения легких, коррелирующего с интактной поверхностью раздела париетальной и висцеральной плевры, и В-линий, присутствующих при патологических состояниях. Основываясь на этих результатах, Лихтенштейн признал, что консолидированную (то есть безвоздушную) легочную паренхиму легко визуализировать, что расширяет возможности применения ультразвукового исследования легких. Понимание этих легко распознаваемых артефактов в сочетании с технологическим прогрессом портативных ультразвуковых аппаратов сделало ультразвуковое исследование легких распространенным и незаменимым методом ультразвукового исследования на месте оказания медицинской помощи.

Показания и применение

В настоящее время ультразвуковое исследование легких (УЗИ) практикуется в различных клинических условиях. В отделениях неотложной помощи и в ситуациях быстрого реагирования стационаров LUS может облегчить дифференциальную диагностику острой дыхательной недостаточности путем выявления пневмонии, острого отека легких, тромбоэмболии легочной артерии (при использовании в сочетании с другими методами ультразвукового исследования на месте оказания медицинской помощи), пневмоторакса или убедительных признаков обструктивного заболевания легких с использованием СИНЕГО протокола, описанного Лихтенштейном. Травматологические службы используют ультразвук для быстрой диагностики пневмоторакса, гемоторакса и ушибов легких у постели больного с равной или большей диагностической точностью по сравнению с физическим осмотром и рентгенографией грудной клетки вместе взятыми. LUS также может определить безопасные места для трубчатой торакостомии, когда это показано.

Было показано, что УЗИ, проводимая опытными врачами-реаниматологами, является более точным диагностическим инструментом, чем традиционная рентгенография грудной клетки для интерстициального синдрома (чувствительность 94% против 46%), консолидации (чувствительность 100% против 38%), плеврального выпота (100% против 65%) и пневмоторакса (88% против 52%). Кроме того, плевральный выпот можно охарактеризовать в отделении интенсивной терапии (ОРИТ) путем оценки эхогенности жидкости. К таким характеристикам относятся показатели гематокрита и планктона. Оценка объема плевральной жидкости, руководство по проведению торацентеза и оценка послеоперационного периода — все это приложения LUS, подтвержденные в многочисленных исследованиях, с дополнительными преимуществами в виде снижения осложнений, лучевого воздействия и стоимости. Поскольку было показано, что использование катетеров для легочной артерии дает ограниченную пользу при остром респираторном дистресс-синдроме (ОРДС), в различных работах рассматривался вопрос о дифференциации ОРДС от острого отека легких по LUS. Одно исследование продемонстрировало, что обнаружение участков с сохраненным интерстициалом и утолщенной неправильной формы плеврой практически идеально отличает ОРДС от острого отека легких. LUS также использовался для определения объема легких во время искусственной вентиляции легких. Количественное определение внесосудистой воды в легких на животных моделях и у пациентов с застойной сердечной недостаточностью, оценка давления заклинивания легочных капилляров, а также реакция на диурез и гемодиализ могут быть оценены с помощью LUS. УЗИ позволяет немедленно исключить постпроцедурный пневмоторакс после установки центрального венозного катетера под ультразвуковым контролем в режиме реального времени.

Применение LUS выходит за рамки учреждений неотложной помощи. Ультразвуковое исследование легких используется для выявления ранних интерстициальных заболеваний легких у пациентов с системным склерозом, что потенциально ограничивает лучевое воздействие. Периферические узлы в легких и плевральные образования могут быть взяты биопсией под контролем ультразвука. Подобно отделению интенсивной терапии, УЗИ, проводимое в клиниках или амбулаторных процедурных центрах, может направлять плевральное дренирование или установку постоянного дренажа у пациентов со злокачественными плевральными выпотами. Постбронхоскопическая рентгенография грудной клетки позволяет выявить пневмоторакс, устраняя стоимость, задержку и лучевое воздействие рентгенографии грудной клетки, которая обладает более низкой чувствительностью по сравнению с рентгенографией грудной клетки.

Уменьшающиеся размеры портативных ультразвуковых аппаратов и развивающиеся пакеты программного обеспечения упростили эксплуатацию этих аппаратов, что привело к появлению все большего количества литературы, демонстрирующей более высокую или эквивалентную чувствительность и специфичность LUS по сравнению с другими методами визуализации. Благодаря сочетанию клинических и рентгенографических данных у постели больного, LUS в пункте оказания медицинской помощи является мощным диагностическим инструментом, который позволяет врачам принимать управленческие решения и улучшать уход за пациентами.

Ограничения

Хотя LUS является мощным инструментом, у него есть ограничения. Ультразвуковые волны ослаблены у пациентов с патологическим ожирением, что приводит к плохому разрешению изображения и ограниченной возможности интерпретации. Иногда встречается невозможность получить высококачественные ультразвуковые изображения грудной клетки, например, у пациентов с большими хирургическими повязками. Однако самым большим препятствием для внедрения LUS в рутинную практику была нехватка врачей, владеющих ультразвуковым исследованием у постели больного. Хотя обучение ультразвуковому исследованию у постели больного все чаще становится обязательным для учебных программ, набор хорошо подготовленных преподавателей для проведения указанного обучения и применения LUS у постели больного ограничен. Различные рекомендации профессионального сообщества описывают оборудование, обучение и навыки, необходимые для проведения ультразвукового исследования легких, предлагая некоторые рекомендации по обучению и аттестации. Распространенными препятствиями для внедрения LUS с точки зрения поставщиков медицинских услуг являются ограниченная доступность портативных ультразвуковых аппаратов, временные ограничения поставщиков медицинских услуг и сопротивление других специалистов, использующих ультразвук. Аттестация поставщиков услуг по ультразвуковому исследованию легких была препятствием, поскольку существует ограниченная литература о том, как продемонстрировать и поддерживать компетентность. Несмотря на все эти барьеры, область ультразвукового исследования легких продолжает расширяться, и все больше медицинских работников используют его в своей повседневной практике.

Физика ультразвука

Ключевые моменты

• • 

Понимание физики ультразвука необходимо для точного получения и интерпретации изображений.

• • 

Высокочастотные преобразователи дают изображения с более высоким разрешением, но проникают глубже. Низкочастотные преобразователи дают изображения с более низким разрешением, но проникают глубже.

• • 

Основные режимы ультразвука включают двумерный, М-режим и доплеровский.

Справочная информация

Ультразвук используется в медицине для диагностических целей с конца 1940-х годов, но история физики ультразвука восходит к Древней Греции. В шестом веке до нашей эры Пифагор описал гармоники струнных инструментов, которые установили уникальные характеристики звуковых волн. К концу восемнадцатого века Лаццаро Спалланцани разработал более глубокое понимание физики звуковых волн, основанное на его исследованиях эхолокации у летучих мышей. Область ультразвуковой диагностики не развивалась бы без понимания пьезоэлектрических свойств определенных материалов, описанных Пьером и Жаком Кюри в 1880 году. Множество других важных событий, таких как изобретение гидролокатора Фессенденом и Ланжевеном после крушения «Титаника» и разработка радара Уотсон-Уаттом, улучшили наше понимание физики ультразвука. Использование ультразвука в медицине началось в конце 1940-х годов с работ доктора Джорджа Людвига и доктора Джона Уайлда в Соединенных Штатах и Карла Теодора Дуссика в Европе.

Современные ультразвуковые аппараты по-прежнему основаны на тех же оригинальных физических принципах, которые были заложены столетия назад, несмотря на то, что технический прогресс усовершенствовал устройства и улучшил качество изображения. Глубокое понимание физики ультразвука необходимо для получения высококачественных изображений и их правильной интерпретации. В этой главе дается общий обзор физики ультразвука.

Принципы

Звуковые волны излучаются пьезоэлектрическим материалом, чаще всего синтетическим керамическим материалом (цирконат-титанат свинца [PZT]), который содержится в ультразвуковых преобразователях. Когда к пьезоэлектрическому материалу прикладывается быстро меняющееся электрическое напряжение, материал испытывает соответствующие колебания при механической деформации. Поскольку этот материал быстро расширяется и сжимается, в соседнем материале возникают вибрации и генерируются звуковые волны. Механические свойства пьезоэлектрического материала определяют диапазон производимых звуковых волн. Звуковые волны распространяются в средах, создавая сжатия и разрежения в промежутках между молекулами ( рисунок 2.1 ). Этот процесс создания механической деформации в результате приложения электрического сигнала к пьезоэлектрическому материалу известен как обратный пьезоэлектрический эффект . Противоположный процесс, или генерация электрического сигнала в результате механической деформации пьезоэлектрического материала, известен как прямой пьезоэлектрический эффект . Преобразователи генерируют ультразвуковые волны за счет обратного пьезоэлектрического эффекта, а отраженные ультразвуковые волны, или эхо-сигналы, принимаются тем же преобразователем и преобразуются в электрический сигнал за счет прямого пьезоэлектрического эффекта. Электрический сигнал анализируется процессором, и на основе амплитуды принятого сигнала на экране отображается изображение в серой гамме. Ключевые параметры ультразвуковых волн включают частоту, длину волны, скорость, мощность и интенсивность.

Рисунок 2.1

Звуковые волны распространяются в средах, создавая сжатия и разрежения, соответствующие областям молекул с высокой и низкой плотностью.

Частота и длина волны

По определению, “ультразвук” относится к звуковым волнам с частотой, превышающей нормальный диапазон слышимости человека (> 20 кГц). Частоты, используемые при ультразвуковом исследовании, варьируются от 2 до 18 МГц. Частота (f ) обратно пропорциональна длине волны (λ ) и изменяется в зависимости от удельной скорости звука в данной ткани (c ) по формуле: λ = c /f . Двумя важными факторами при проведении ультразвукового исследования являются глубина проникновения и разрешение, или четкость, изображения; последнее обычно измеряется используемой длиной волны. Например, при использовании длин волн 1 мм изображение кажется размытым при исследовании в масштабах менее 1 мм. Ультразвуковые волны с более короткими длинами волн имеют более высокую частоту и создают изображения с более высоким разрешением, но проникают на меньшую глубину. И наоборот, ультразвуковые волны с более длинными длинами волн имеют более низкую частоту и создают изображения с более низким разрешением, но проникают глубже. Взаимосвязь между частотой, разрешающей способностью и проникновением для типичного биологического материала показана на рисунке 2.2 . Максимальное разрешение по оси при сохранении адекватного проникновения является ключевым фактором при выборе подходящей частоты преобразователя. Более высокие частоты используются в преобразователях с линейной матрицей для визуализации поверхностных структур, таких как сосудистая сеть и периферические нервы. Более низкие частоты используются в криволинейных преобразователях и преобразователях с фазированной антенной решеткой для визуализации более глубоких структур в грудной клетке, брюшной полости и тазу.

Рисунок 2.2

Взаимосвязь частоты ультразвуковых волн, проникновения и длины волны (разрешение изображения). Высокочастотные преобразователи дают изображения с более высоким разрешением, но проникают глубже. Низкочастотные преобразователи дают изображения с более низким разрешением, но проникают глубже.

Мощность и интенсивность

Средняя мощность — это общая энергия, падающая на ткань за определенное время (Вт). Интенсивность — это концентрация мощности на единицу площади (Вт / см ² ), а интенсивность представляет собой “силу” звуковой волны. Интенсивность ультразвуковых волн определяет, сколько тепла выделяется в тканях. Тепловыделение обычно незначительно при диагностической ультразвуковой визуализации, но становится важным при терапевтическом применении ультразвука, таком как литотрипсия (см. “Безопасность ”).

Разрешение

Разрешение изображения делится на аксиальную, латеральную, высотную и временную составляющие ( рисунок 2.3 ). Разрешение по оси — это способность различать два объекта вдоль оси ультразвукового луча и разрешение по вертикали на экране. Разрешение по оси зависит от частоты преобразователя. Более высокие частоты генерируют изображения с лучшим осевым разрешением, но более высокие частоты имеют меньшую глубину проникновения. Боковое разрешение, или горизонтальное разрешение, — это способность различать два объекта, перпендикулярных ультразвуковому лучу, и зависит от ширины луча на заданной глубине. Боковое разрешение может быть оптимизировано путем размещения целевой структуры в фокальной зоне ультразвукового луча. Фокальная зона — это самая узкая часть ультразвукового луча. Ультразвуковой луч имеет изогнутую форму, а фокальная зона является областью наибольшей интенсивности излучаемого луча. Поперечное разрешение уменьшается по мере получения изображения более глубоких структур из-за расхождения и увеличенного рассеяния ультразвукового луча. Разрешение по высоте — это фиксированное свойство преобразователя, которое относится к способности разрешать объекты в пределах высоты или толщины ультразвукового луча. Количество отдельных кристаллов PZT, излучающих и принимающих ультразвуковые волны, а также их чувствительность влияют на разрешение изображения, точность и четкость. Временное разрешение относится к четкости или разрешающей способности движущихся структур. (Дополнительные сведения о разрешении изображения см. в главе 3 «Преобразователи» .)

Рисунок 2.3

Разрешение изображения по оси, боку и высоте в зависимости от ультразвукового луча и дисплея.

Генерация ультразвуковых изображений

Звуковые волны отражаются, преломляются, рассеиваются, передаются и поглощаются тканями из-за различий в физических свойствах тканей ( рисунок 2.4 ). Ультразвуковые изображения генерируются звуковыми волнами, отраженными и рассеянными обратно на преобразователь. Преобразователи принимают и регистрируют интенсивность возвращающихся звуковых волн. В частности, механическая деформация пьезоэлектрического материала преобразователя генерирует электрический импульс, пропорциональный амплитуде этих возвращающихся звуковых волн. Электрические импульсы кумулятивно генерируют карту точек серого цвета, видимых как ультразвуковое изображение. Глубина структур вдоль оси ультразвукового луча определяется временной задержкой возвращения эхо-сигналов к преобразователю. Процесс излучения и приема звуковых волн последовательно повторяется преобразователем, в результате чего получается динамическая картина ( рисунок 2.5 ). Отражение и распространение звуковых волн через ткани зависят от двух важных параметров: акустического импеданса и затухания.

Рисунок 2.4

Ультразвуковые волны отражаются, преломляются, рассеиваются, передаются и поглощаются тканями.

Рисунок 2.5

Генерация ультразвуковых изображений. ( 1 ) К пьезоэлектрическим кристаллам прикладывается колебательное напряжение. (2 ) Пьезоэлектрические кристаллы быстро вибрируют, создавая звуковые волны. (3 ) Ультразвуковой луч проникает в ткани. (4 ) Эхо-сигналы (отраженные звуковые волны) возвращаются к преобразователю. (5 ) Эхо-сигналы преобразуются в электрические сигналы, которые преобразуются в изображения в сером цвете.

Акустический Импеданс

Скорость распространения — это скорость звука в тканях, которая варьируется в зависимости от физических свойств тканей. Акустический импеданс — это сопротивление распространению звуковых волн через ткани и является фиксированным свойством тканей, определяемым массовой плотностью и скоростью распространения звука в конкретной ткани ( Таблица 2.1 ). Различия в акустическом импедансе определяют отражательную способность звуковых волн на границе раздела тканей. Большие различия в акустическом импедансе приводят к большему отражению звуковых волн. Например, звуковые волны отражаются во всех направлениях или рассеиваются на границе раздела воздух-ткань из-за большой разницы в акустическом сопротивлении между воздухом и тканями организма. Рассеяние звуковых волн на границе раздела воздух-ткань объясняет, почему между датчиком и кожей требуется достаточное количество геля для облегчения распространения ультразвуковых волн в организме. Ультразвуковые аппараты откалиброваны с учетом небольших различий в импедансе, поскольку только 1% звуковых волн отражается обратно к преобразователю. Большая часть звуковых волн (99%) не возвращается к преобразователю.

ТАБЛИЦА 2.1

Акустический импеданс различных тканей

Ткань или материал	Плотность (г/см 3 )	Скорость звука (м/с)	Акустический импеданс (кг /(с м 2 )) × 10 6
Воздух	0.001225	340	0.0004
Жирные	0.95	1450	1.38
Кровь	1.055	1575	1.66
Печень	1.06	1590	1.69
Кость	1.9	4080	7.75
Металл (например, титан)	4.5	5090	22.9

Ослабление

Когда звуковые волны проходят через ткани, энергия теряется, и эта потеря энергии называется затуханием . Ослабление происходит из-за поглощения, отклонения и дивергенции звуковых волн и зависит от коэффициента ослабления тканей, частоты звуковых волн и расстояния, проходимого звуковыми волнами. Поглощение, наиболее важная причина ослабления, относится к энергии, передаваемой от ультразвукового луча к тканям в виде тепла. Тепловыделение является важным ограничением безопасности ультразвукового исследования, и каждый тип ткани имеет собственный коэффициент ослабления ( Таблица 2.2 ). Поглощение является наиболее важным фактором, определяющим глубину проникновения ультразвуковой волны. Высокочастотные звуковые волны легче поглощаются и, следовательно, проникают на меньшую глубину по сравнению с низкочастотными звуковыми волнами. Отклонение, вторая причина ослабления, в совокупности относится к отражению, преломлению и рассеянию энергии в тканях. Отклонение приводит к уменьшению амплитуды эхо-сигнала, особенно когда наблюдаемые границы раздела между тканями не перпендикулярны лучу. Дивергенция относится к потере интенсивности ультразвукового луча по мере расширения луча, и фиксированное количество акустической энергии распространяется по более широкому лучу. Попытки преодолеть ослабление могут быть предприняты путем увеличения коэффициента усиления или усиления сигнала при последующей обработке. Однако увеличение коэффициента усиления влияет как на сигнал, так и на шум. Регулировка усиления только манипулирует сгенерированным компьютером изображением и не улучшает качество сигнала.

ТАБЛИЦА 2.2

Коэффициенты ослабления различных материалов

Ткань или материал	Затухание (дБ /см /МГц)
Вода	0.0022
Кровь	0.15
Мягкие ткани	0.75
Воздух	7.50
Кость	15.00

Режимы

Для улучшения получения изображений было разработано несколько режимов ультразвуковой визуализации. Здесь мы обсудим двумерный (2-D), M-режим, допплерографию цветового потока и спектральную допплерографию.

Двумерный режим

Двумерный (2-D) режим является режимом по умолчанию для большинства ультразвуковых аппаратов, и большинство диагностических ультразвуковых изображений у постели больного выполняется в 2-D режиме. Этот режим также называется B-режимом , что означает “яркость”, поскольку эхогенность, или яркость, наблюдаемых структур зависит от интенсивности отраженных сигналов. Структуры, которые передают все звуковые волны без отражения, называются безэховыми и кажутся черными на ультразвуке. Большинство структур, заполненных жидкостью, кажутся безэховыми. Структуры, которые отражают некоторое количество звука, но меньше, чем окружающие структуры, кажутся гипоэхогенными, тогда как структуры, которые отражают звуковые волны аналогично окружающим структурам, кажутся изоэхогенными. Как гипоэхогенные, так и изоэхогенные структуры имеют оттенки серого и, как правило, являются структурами мягких тканей. Гиперэхогенные структуры отражают большинство звуковых волн и при ультразвуковом исследовании кажутся ярко-белыми. Кальцифицированные и плотные структуры, такие как диафрагма или перикард, являются гиперэхогенными. Некоторые гиперэхогенные структуры, такие как кости, создают тени из-за почти полного отражения звуковых волн и часто препятствуют визуализации дистальных структур. Рисунок 2.6 иллюстрирует различную эхогенность тканей в правом верхнем квадранте брюшной полости.

Рисунок 2.6

Двумерное ультразвуковое изображение (В-режим) с изоэхогенными, гипоэхогенными и гиперэхогенными тканями.

M-режим

M-режим, или режим “движения”, является более старым режимом визуализации, но все еще часто используется сегодня для анализа движения структур с течением времени. После получения двумерного изображения визуализация в М-режиме применяется вдоль одной линии внутри двумерного изображения. Одноосный луч излучается вдоль выбранной линии и собирает данные о движении всех тканей вдоль этой линии. Все точки на линии наносятся с течением времени для оценки размеров полостей или перемещения структур. Например, М-режим используется для измерения размера камер сердца или движения сердечных клапанов на протяжении всего сердечного цикла. Другие распространенные методы оказания медицинской помощи на месте включают измерение изменения диаметра нижней полой вены при дыхании и оценку границы раздела легкое-плевра для исключения пневмоторакса. Рисунок 2.7 представляет собой пример визуализации в М-режиме.

Рисунок 2.7

Визуализация камеры левого желудочка в М-режиме.

Доплеровская визуализация

Эффект Доплера — это изменение частоты звуковых волн из-за относительного движения между источником и наблюдателем. Основным источником звуковых волн является преобразователь, и тот же преобразователь является наблюдателем, возвращающим эхо-сигналы. Движение тканей, такое как кровоток, приводит к изменению частоты возвращающихся звуковых волн. Кровоток, движущийся к датчику, смещает эхо-сигналы на более высокую частоту, в то время как кровоток, удаляющийся от датчика, смещает эхо-сигналы на более низкую частоту ( Рисунок 2.8 ). Изменение частоты между излучаемой и принимаемой звуковыми волнами называется доплеровским сдвигом . Переменными, определяющими величину доплеровского сдвига, являются:

• 1. 

Частота ультразвукового луча

• 2. 

Скорость кровотока

• 3. 

Угол интонации

Рисунок 2.8

Доплеровский сдвиг частоты звуковых волн. Перемещение источника или отражателя звуковых волн к преобразователю или от него вызывает увеличение или уменьшение частоты звуковых волн соответственно.

Угол интонации, или угол между ультразвуковым лучом и направлением измеряемого потока, имеет решающее значение ( рисунок 2.9 ). Доплеровский сдвиг не может быть измерен, когда ультразвуковой луч направлен перпендикулярно направлению кровотока. В идеале ультразвуковой луч должен располагаться параллельно направлению кровотока, но чаще достигается почти параллельный угол пересечения. Направление ультразвукового луча в сторону кровотока вызывает положительный доплеровский сдвиг, тогда как отклонение ультразвукового луча от направления кровотока вызывает отрицательный доплеровский сдвиг ( рисунок 2.10 ). Поправочный коэффициент для угла интонации используется в уравнении Доплера для лучшей оценки скоростей.

Рисунок 2.9

Доплеровский опрос и угол инсонации.

Рисунок 2.10

Взаимосвязь угла интонации и эффекта Доплера. Выравнивание ультразвукового луча параллельно направлению потока увеличивает доплеровскую частоту.

Спектральная допплерография

Эффект Доплера может быть представлен графически с использованием скорости (по оси y ), построенной во времени (по оси x ) с помощью метода отображения, называемого спектральным допплеровским ( рисунок 2.11 ). По соглашению, сдвиги частоты, отображаемые выше базовой линии, представляют скорости по направлению к датчику, а сдвиги ниже базовой линии представляют скорости, удаляющиеся от датчика. Спектральный доплер позволяет количественно оценивать скорости и делится на два типа: импульсная волна и непрерывная волна.

Рисунок 2.11

Спектральная допплерография скоростей движения бедренной артерии (с использованием импульсной допплерографии).

Импульсно-волновой доплер относится к излучению звуковых волн импульсами, что позволяет измерять доплеровский сдвиг на определенных глубинах. После отправки импульсного сигнала в ткани преобразователь должен дождаться ответного эхо-сигнала, прежде чем излучать следующий импульс. Этот цикл излучения волны в ткани и получения отраженного эха повторяется быстро со скоростью, называемой частотой следования импульсов (PRF) . В идеале используется максимально возможная PRF; однако максимальная PRF определяется временем прохождения волны, а время прохождения волны ограничено глубиной ткани. На больших глубинах требуется более длительное время ожидания возвращающихся эхо-сигналов, что снижает максимальную PRF до возникновения неоднозначной сигнализации или сглаживания. Когда происходит наложение, истинную скорость и направление вектора определить невозможно. Максимальная доплеровская частота или скорость, которые можно измерить до того, как произойдет наложение, называется пределом Найквиста . Предел Найквиста равен половине PRF, поскольку для надежной оценки скорости и направления ультразвуковые сигналы необходимо отбирать не менее двух раз на длину волны ( рисунок 2.12 ). Значение предела Найквиста подтверждается тяжелым стенозом аорты. Аортальный клапан представляет собой относительно глубокую структуру, которая ограничивает PRF и затрудняет точное измерение высоких скоростей при тяжелом аортальном стенозе. Методы, позволяющие избежать сглаживания, включают максимизацию PRF для повышения предела Найквиста, уменьшение глубины изображения, выбор низкочастотного преобразователя или переключение на непрерывноволновую доплеровскую визуализацию. Преимуществом импульсно-волновой допплерографии является уменьшение помех от окружающих структур, но ее основным недостатком является подверженность искажению из-за предела Найквиста.

Рисунок 2.12

Иллюстрация предела Найквиста. На панелях A и B, когда частота дискретизации (красные кружочки) по крайней мере в два раза превышает скорость полной длины волны (синяя линия), сигнал может быть воссоздан и надежно проанализирован (линии накладываются друг на друга). На панелях C и D, когда частота дискретизации меньше длины волны в два раза (ниже предела Найквиста), надежный сигнал получить невозможно, что приводит к искажению. PRF, частота следования импульсов.

Напротив, непрерывноволновая допплерография позволяет измерять скорость кровотока по всему ультразвуковому лучу. Эти преобразователи имеют два разных набора пьезоэлектрических кристаллов для непрерывного излучения и приема сигналов, и поэтому PRF не имеет ограничений и не происходит сглаживания. Непрерывноволновая допплерография в основном используется для измерения высоких скоростей, например, у пациентов со стенозом аорты, которые импульсно-волновая допплерография не может точно измерить. Основным ограничением метода непрерывной доплерографии является невозможность измерения скоростей на определенных глубинах, поскольку доплеровские сигналы принимаются от всех тканей на пути прохождения ультразвукового луча. Как при импульсной, так и при непрерывной доплеровской визуализации точность измерений зависит от качества сигнала, которое определяется четкостью пиков кривых, используемых для определения скоростей.

Допплерография цветового потока

На доплеровских изображениях цветного потока отображаются карты с цветовой кодировкой, представляющие доплеровские сдвиги, которые накладываются на двухмерные ультразвуковые изображения ( рисунок 2.13 иВидео 2.1   ). Допплерография цветового потока основана на тех же принципах, что и импульсно-волновая допплерография, но более короткие импульсы получаются из нескольких небольших областей для построения карты с цветовой кодировкой. Когда скорости превышают предел Найквиста, пиксели отображаются в виде мозаичного цветового рисунка (синего, красного и белого), поскольку направление потока не может быть достоверно определено. В общем, яркость доплеровского изображения цветового потока соответствует скорости, а цвет соответствует направлению потока. Обычно синий цвет обозначает отток крови от датчика (более длинная длина волны), а красный — поток крови к датчику (более короткие длины волны); однако красный или синий цвет не является специфичным для артерий или вен, поскольку цвет зависит от направления потока относительно датчика.

Рисунок 2.13

Цветовая допплерография внутренней яремной вены и общей сонной артерии.

Силовая допплерография

Новый метод допплерографии, называемый силовой допплерографией , обладает уникальными характеристиками. Силовой допплер оценивает эхо-сигналы аналогично цветовому потоковому допплеру, но силовой допплер анализирует только амплитуду возвращающихся эхо-сигналов ( Рисунок 2.14 иВидео 2.2   ). Таким образом, силовой доплер накладывается на двухмерное изображение, а уровни яркости коррелируют с величинами потока. Чувствительность для определения потока в три-пять раз выше, чем у обычного цветного доплера потока. Два важных ограничения силовой допплерографии: (1) отсутствует информация о направлении потока, что ограничивает ее использование при визуализации сердца; и (2) изображения более восприимчивы к артефактам, называемым вспышечными артефактами , вызванными движением окружающих мягких тканей. Практическое применение силовой допплерографии включает состояния с низким кровотоком, такие как венозный тромбоз и перекрут яичек или яичников, или когда направление кровотока не критично, например, при исследовании кровотока в паренхиме или опухоли.

Рисунок 2.14

Силовая допплерография внутренней яремной вены и общей сонной артерии.

Безопасность

Ультразвуковая визуализация считается очень безопасным методом визуализации, но необходимо учитывать ограничения. При воздействии на ткани интенсивные ультразвуковые лучи потенциально могут вызывать два типа повреждений: термические (выделение тепла) и нетепловые (кавитация) при ультразвуковом воздействии с контрастным усилением. Интенсивность, генерируемая современными ультразвуковыми системами, колеблется от 10 до 430 МВт/ см ² , причем наибольшая интенсивность наблюдается при импульсно-волновой допплерографии из-за фокусировки на целевой области. Текущие рекомендации Американского института ультразвука в медицине включают воздействие интенсивностью <1 Вт / см ² , что соответствует расчетному возможному повышению температуры тканей на <1 ° C выше базовой. Точное повышение температуры в теле человека трудно измерить. Температура быстро рассеивается, особенно в органах с высокой перфузией и кровеносных сосудах, но теоретически может достигать 4 ° C при длительном воздействии в очаге. Из-за этого теоретического риска общества выступают за принцип «Как можно более низкого уровня» (ALARA), при котором минимизация продолжительности воздействия в одной точке является наиболее важным изменяемым фактором риска. Эти принципы особенно важны при визуализации чувствительных тканей, таких как плод и глаза.

Современные ультразвуковые аппараты предоставляют операторам простой способ оценить потенциальный риск, связанный с ультразвуком, путем отображения двух показателей: механического индекса (MI) и термического индекса (TI). TI подразделяется на TIs (мягкие ткани), большеберцовую кость (кость) и TIc (череп). И MI, и TI являются расчетными соотношениями. TI — это отношение общей мощности излучаемого звука к теоретической мощности, необходимой для повышения температуры ткани на 1 ° C. Механические и термические показатели, меньшие единицы, считаются безопасными.

Основные операции ультразвукового аппарата

Ключевые моменты

• • 

Оптимизируйте настройки усиления, чтобы правильно идентифицировать безэховые структуры, такие как кровь, и дифференцировать гипоэхогенные, изоэхогенные и гиперэхогенные структуры.

• • 

Отрегулируйте глубину, чтобы сосредоточить интересующую структуру на экране, которая соответствует фокальной зоне на большинстве аппаратов УЗИ.

• • 

М-режим, или режим движения, отображает движение структур с течением времени и используется для оценки движения сердечных клапанов, способности к коллапсу нижней полой вены, а также скольжения легких и плевры.

Подготовка

Необходима адекватная подготовка для получения изображений максимально высокого качества при минимизации рисков и дискомфорта для пациентов.

•  

Очистите датчик и клавиатуру аппарата УЗИ одобренной антисептической салфеткой в соответствии с правилами больницы. Некоторые антисептические салфетки могут содержать спирт или другие чистящие средства, которые могут повредить экран, клавиатуру или датчик аппарата УЗИ. Для получения одобренных антисептических салфеток обратитесь к производителю или руководству по эксплуатации.

•  

Для пациентов, находящихся в контактной изоляции, могут использоваться одноразовые прозрачные пластиковые чехлы, закрывающие весь ультразвуковой аппарат.

•  

При общем ультразвуковом сканировании встаньте справа от пациента и расположите аппарат прямо перед собой. При ультразвуковом сканировании сердца некоторые врачи могут встать слева от пациента.

•  

Выберите наиболее подходящий датчик для проводимого обследования (см. Главу 3 «Датчики» ), подключите датчик к ультразвуковому аппарату, подключите ультразвуковой аппарат к настенной электрической розетке и включите питание.

•  

Введите имя пациента, номер медицинской карты и поставщика медицинских услуг. Выберите тип обследования.

•  

Приглушите освещение в комнате и расположите пациента в нужном положении. Чаще всего пациенты располагаются на спине, но положение зависит от типа исследования. Многие виды сердца из апикальных или парастернальных окон лучше всего делать, когда пациент находится в положении пролежня на левом боку. Сканирование задней части грудной клетки, включая легкие, плевру и позвоночник, лучше всего выполнять в положении сидя. Оптимизируйте комфорт пациента, чтобы избежать движений во время сканирования.

•  

При надлежащем укрытии пациента в целях соблюдения конфиденциальности, обнажайте область тела, подлежащую сканированию. Убедитесь, что шторы и двери в палате закрыты, и рассмотрите возможность присутствия сопровождающего.

•  

Используйте стерильные чехлы для датчиков для стерильных процедур под контролем ультразвука. Гель, связующая среда, наносится на датчик, и датчик покрывается стерильной оболочкой. Стерильный гель входит в комплект стерильных чехлов для датчиков. Стерильный датчик в кожухе можно разместить на стерильном поле для проведения процедуры.

•  

Перед началом диагностического исследования или процедуры под контролем ультразвука убедитесь в наличии достаточного количества геля. В продаже имеются устройства для подогрева геля для удобства пациента.

Получение изображений

Точность диагностики зависит от интерпретации качественных ультразвуковых изображений. Низкое качество изображения или неточные настройки ультразвукового аппарата могут привести к пропущенным диагнозам или ошибочной постановке диагноза. Понимание ключевых принципов оптимизации изображений важно для получения изображений высочайшего качества. На рисунке 5.1 показана клавиатура и выделены основные элементы управления ультразвуковым аппаратом.

Рисунок 5.1

Ультразвуковой дисплей и клавиатура.

Режимы визуализации

Режимы визуализации современных ультразвуковых аппаратов включают двумерный (2-D) или яркостный режим (B-режим), режим движения (M-режим) и доплеровский режим (спектральный, цветовой поток и мощность). Подавляющее большинство ультразвуковых исследований на месте оказания медицинской помощи выполняются в двухмерном режиме ( рисунок 5.2 ).

Рисунок 5.2

A, Четырехкамерный вид сердца на верхушке в стандартном 2D режиме. Вид вB, M-режиме через митральный клапан. C, цветная допплеровская карта митрального клапана. D, Спектральная допплерография впадения в митральный клапан.

Двумерный режим

Предустановки для обследования

Большинство ультразвуковых аппаратов имеют предустановки, которые настраивают аппарат для оптимизации многочисленных настроек, включая усиление, мощность и частоту кадров, для часто проводимых обследований. Как правило, врачи должны выбрать наиболее подходящую предустановку для обследования, а затем внести точные настройки для оптимизации изображения.

Глубина

Глубина должна регулироваться для расположения интересующей структуры в центре экрана. Большинство портативных ультразвуковых аппаратов устанавливаются так, чтобы центр экрана соответствовал фокальной зоне ультразвукового луча, где достигается максимальное боковое разрешение. Глубину фокальной зоны можно регулировать на некоторых портативных ультразвуковых аппаратах, но, как правило, глубина фокальной зоны по умолчанию находится в центре экрана. Начните сканирование с настройки большей глубины, чтобы визуализировать окружающие структуры, особенно если планируется введение иглы под ультразвуковым контролем, а затем уменьшите глубину, чтобы сосредоточить внимание на интересующей области. Если поле зрения слишком мелкое, то можно не заметить находки в более глубоких тканях, в то время как слишком глубокое поле зрения приводит к плохому разрешению важных структур в ближнем поле ( рисунок 5.3 ).

Рисунок 5.3

Изображение сердца в парастерналь-ном длинном окне. A , слишком большая глубина: дальнее поле пусто (однако это может быть желательным изображением при поиске выпота). B , соответствующая глубина. C , слишком маленькая глубина: задняя стенка и нисходящая аорта не визуализируются.

Усиление

Усиление регулирует усиление эхо-сигналов, возвращающихся на приемник. Правильно отрегулированное усиление важно для точной интерпретации изображения. При правильной настройке усиления жидкость выглядит черной (безэховой), а твердые ткани — в диапазоне от серого до белого (гипоэхогенной, изоэхогенной и гиперэхогенной), определяемом свойствами ткани ( рисунок 5.4 ). Увеличение усиления приводит к получению более ярких изображений, а уменьшение усиления — к получению более темных изображений. Термины «Недостаточное » и «избыточное » относятся к изображениям, которые кажутся слишком темными или слишком яркими соответственно из-за неправильных настроек усиления. Изображение с размытостью может быть ошибочно принято за скопление жидкости, когда на самом деле это гипоэхогенная структура мягких тканей ( рисунок 5.5 ).

Рисунок 5.4

Боковой вид печени, правой гемидиафрагмы и почки. Паренхима печени ( A ) изоэхогенная. Фасция Героты (между почкой и печенью) гиперэхогенна ( B ). Кровь в печеночной вене безэховая ( C ). Корковое вещество почек гипоэхогенно по сравнению с печенью ( D ).

Рисунок 5.5

Примеры внутренней яремной вены, демонстрирующие изображения с недостаточным расширением (A ), надлежащим образом полученные (B ) и чрезмерным расширением (C ). Обратите внимание на искусственное эхо-излучение на изображении с избыточным зарастанием внутренней яремной вены и плохую различимость тканей на изображении с недостаточным зарастанием.

Ультразвуковые волны ослабевают по мере удаления от датчика, снижая эхогенность глубоких структур. Таким образом, одна и та же структура будет казаться более эхогенной, если ее переместить ближе к датчику из дальнего поля в ближнее из-за более интенсивного отражения звуковых волн в ближнем поле. Ультразвуковые аппараты компенсируют ослабление за счет автоматического увеличения усиления по мере увеличения глубины, что называется компенсацией усиления по времени . Большинство ультразвуковых аппаратов позволяют поставщикам контролировать величину компенсации временного усиления, регулируя усиление на определенной глубине с помощью ползунков или ручек для регулировки усиления в ближней и дальней зоне.

Масштабирование

Большинство ультразвуковых аппаратов имеют функцию масштабирования, которая позволяет специалистам увеличить интересующую структуру. Масштабирование особенно полезно для оценки и измерения небольших структур, таких как сердечные клапаны. Обычный зум увеличивает изображение без изменения разрешения, а зум с высоким разрешением увеличивает разрешение увеличиваемой области.

Частота кадров

При визуализации быстро движущихся структур, таких как сердце, частота кадров на ультразвуковом аппарате или количество кадров, отображаемых в секунду, должны быть соответственно увеличены. Операторы могут максимально увеличить частоту кадров, регулируя две настройки: уменьшая глубину изображения или сужая угол обзора (угол сектора).

Фокус

Фокальная зона представляет собой самую узкую часть ультразвукового луча и имеет наилучшее боковое разрешение. Фокальная зона обычно находится в центре экрана, но некоторые ультразвуковые аппараты позволяют оператору перемещать фокальную зону в ближнее или дальнее поле. Основным преимуществом увеличения глубины фокальной зоны является улучшение бокового разрешения при визуализации глубоких органов.

Измерения и расчеты

Большинство ультразвуковых аппаратов имеют функцию штангенциркуля для проведения измерений. Структуры, которые обычно измеряются на месте оказания медицинской помощи, включают сбор жидкости, узелки / массы и глубину ткани для введения иглы. Большинство аппаратов имеют программное обеспечение для вычисления физиологически значимых значений, таких как объем мочевого пузыря и сердечный выброс. Другие расчеты включают измерение пиковых скоростей с использованием доплеровского режима или площади под кривой профилей скоростей. Расчеты и измерения можно сохранять и архивировать вместе с изображениями.

Хранение изображений

Ультразвуковые аппараты имеют внутреннюю память для сохранения неподвижных изображений и видеоклипов. Фотоснимки УЗИ и видеоклипы должны быть заархивированы для выполнения требований по оплате за использование ультразвука и для использования в будущем (см. Главу 44 «Оборудование, архивирование изображений и выставление счетов» ). Результаты ультразвукового исследования должны быть задокументированы в медицинской карте либо в виде отдельного отчета, либо в рамках отчета о ходе выполнения.

M-режим

M-режим, или режим движения, визуализации позволяет поставщикам услуг просматривать движение всех структур вдоль одной линии сканирования с течением времени. Начиная с двумерного изображения, линия сканирования для M-режима размещается над целевыми структурами, и движение этих структур отображается с течением времени. Основным преимуществом визуализации в М-режиме является улучшенная визуализация быстро движущихся структур, таких как сердечные клапаны. М-режим также используется для оценки движения плевры с целью исключения пневмоторакса и для измерения сжимаемости нижней полой вены ( рисунок 5.2 Б).

Доплеровская визуализация

Цветовая допплерография и силовая допплерография используются для визуализации кровотока. Допплерография цветового потока является направленной, и при использовании обычных настроек поток крови к датчику окрашен в красный цвет, а отток крови от датчика — в синий; однако операторам следует просмотреть цветовую шкалу на экране, которая отображает цвет потока, идущего к датчику (положительный, вверху шкалы), и потока, уходящего от датчика (отрицательный, внизу шкалы). Силовой допплер ненаправленный, и поток отображается с различной интенсивностью желто-оранжевых пульсаций независимо от направления. Силовой допплер более чувствителен для состояний с низким расходом. Силовая допплерография используется для выявления мелких сосудов и обнаружения струй мочи в мочевом пузыре.

Чтобы использовать цветовой поток или силовую допплерографию, начните с двумерного изображения и поместите рамку цветной допплерографии над интересующей областью ( рисунок 5.2 C). Специалистам следует уменьшить размер цветной доплеровской панели, чтобы сфокусироваться на интересующей области. Слишком большая цветная доплеровская панель снижает частоту кадров и разрешение накладываемого 2D-изображения. Кровоток не будет обнаружен, если ультразвуковой луч направлен перпендикулярно направлению кровотока. Ультразвуковой луч должен быть хотя бы немного наклонен в сторону от направления кровотока, чтобы зафиксировать доплеровский сдвиг. Усиление цветовой допплерографии необходимо регулировать аналогично 2-D визуализации. Перед установкой датчика на пациента переведите аппарат в доплеровский режим и, установив на экране цветную доплеровскую рамку, отрегулируйте усиление так, чтобы на экране периодически появлялось только несколько отдельных цветных пикселей, а большая часть рамки была черной ( рисунок 5.6 ).

Рисунок 5.6

Настройка цветового доплеровского усиления. Обратите внимание, что в окне доплерографии визуализируются только редкие цветные точки.

Спектральная допплерография особенно полезна для измерения скоростей кровотока, расчета градиентов давления и скоростей кровотока. Спектральная допплерография включает импульсно-волновую и непрерывноволновую допплерографию. Импульсно-волновой допплер измеряет скорости в определенной области (объеме образца), но сглаживание или неоднозначные сигналы возникают при высоких скоростях, превышающих предел Найквиста. Сглаживание является основным недостатком импульсно-волновой допплерографии. В отличие от этого, непрерывноволновый допплер измеряет скорости по всей площади и не ограничен максимальной скоростью; однако неоднозначность диапазона из-за измерения скоростей в перекрывающихся падающем и принимающем пучках является основным недостатком непрерывного допплера. Спектральные доплеровские сигналы представлены в графическом формате с отслеживанием скорости отдельной линии или области во времени ( рисунок 5.2 D).

Последующее обследование

После завершения ультразвукового исследования важно уложить пациента в безопасное и удобное положение.

•  

Очистите кожу пациента гелем и объясните результаты вашего обследования. Поднимите бортики кровати, переместите пациента, отрегулируйте высоту кровати и восстановите освещение.

•  

Завершите ультразвуковое исследование на аппарате, чтобы защитить информацию о пациенте. Завершение исследования предотвращает случайное сохранение изображений одного пациента в файле другого пациента, а также инициирует архивирование изображений в некоторых системах.

•  

Очистите ультразвуковой преобразователь и аппарат одобренным антисептическим раствором или протрите салфеткой.

•  

Верните аппарат УЗИ на место хранения. При транспортировке аппарата не нажимайте тележкой для УЗИ на шнуры преобразователя, чтобы предотвратить срез шнуров.

ЖЕМЧУЖИНЫ И ПОДВОДНЫЕ КАМНИ

• • 

Гель — это связующее вещество, которое позволяет ультразвуковым волнам от преобразователя проникать в организм. Следует использовать большое количество геля, особенно при перемещении датчика по большой площади кожи, а если ультразвукового геля нет в наличии, можно использовать любое средство на жидкой основе, включая желе-смазку, гель на спиртовой основе, лосьон и воду.

• • 

По мере увеличения глубины необходимо регулировать усиление, особенно в дальнем поле, из-за компенсации усиления по времени. Отрегулируйте усиление так, чтобы оно было надлежащим образом сбалансировано от верхней части экрана к нижней. Ползунковые регуляторы усиления позволяют производить точную настройку.

• • 

Коэффициент усиления доплера следует настроить до начала визуализации с помощью color flow Doppler. Чтобы свести к минимуму шум, уменьшайте коэффициент усиления Доплера до тех пор, пока при отведении датчика от пациента не появятся лишь несколько случайных цветных полос.

• • 

Будьте осторожны при постановке диагноза на изображениях с плохими настройками усиления, неподходящей глубиной или низким разрешением изображения. Потратьте достаточно времени на оптимизацию изображения, прежде чем интерпретировать его и принимать клинические управленческие решения.

Преобразователи

Ключевые моменты

• • 

Четыре основных типа ультразвуковых преобразователей — линейные, криволинейные, с фазированной антенной решеткой и внутриполостные — различаются расположением кристаллов, размером и отпечатками пальцев, которые определяют их пригодность для различных применений визуализации.

• • 

Высокочастотные преобразователи создают изображения поверхностных структур с высоким разрешением, в то время как низкочастотные преобразователи создают изображения глубоких структур с низким разрешением.

• • 

Разрешение ультразвуковых изображений делится на четыре различных типа: аксиальное, латеральное, элевационное и временное.

Справочная информация

В ультразвуковом исследовании используется пьезоэлектрический эффект , или способность определенных кристаллов генерировать вибрации при подаче электричества. Вибрирующие кристаллы, также известные как пьезоэлектрические элементы, генерируют ультразвуковые волны, которые передаются на расположенный объект. Отраженные волны возвращаются к преобразователю и создают механическое искажение кристаллов, которое преобразуется в электрический ток с помощью того же пьезоэлектрического эффекта. Электрический ток интерпретируется компьютерным процессором ультразвукового аппарата и преобразуется в изображение. Преобразователи являются фундаментальным компонентом ультразвуковой визуализации. Пользователи УЗИ на месте оказания медицинской помощи должны иметь базовое представление о характеристиках преобразователей, включая типы и конструкцию, а также понимать факторы, определяющие разрешение изображения.

Конструкция преобразователя

Ультразвуковые преобразователи предназначены для оптимальной передачи и приема звуковых волн ( Рисунок 3.1 ). На корпусе преобразователя имеется электрический экран , предотвращающий искажение передачи звуковой волны внешними электрическими помехами. Тонкий акустический изолятор гасит вибрации от корпуса к пьезоэлектрическим элементам и предотвращает передачу паразитного электрического тока на компьютерный процессор машины. Тонкий согласующий слой на кончике преобразователя повышает эффективность передачи звуковых волн от пьезоэлектрических элементов к коже и более глубоким структурам. Материал подложки является важным компонентом преобразователей. Материал подложки закреплен за слоем пьезоэлектрических элементов для гашения продолжающихся вибраций элементов. Звуковая энергия поглощается материалом основы, когда элементы генерируют и принимают звуковые волны. Преобразователи являются чувствительными приборами, и внутренние компоненты головки преобразователя, включая пьезоэлектрические элементы, могут легко сломаться при незначительном ударе. Поставщики услуг должны быть обучены постоянной защите датчиков.

Рисунок 3.1

Конструкция преобразователя. Электрический ток возбуждает пьезоэлектрические элементы, которые генерируют звуковые волны. Согласующий слой минимизирует отражение при прохождении звуковых волн к коже. Материал подложки гасит вибрации кристаллов, предотвращая непреднамеренную непрерывную передачу звуковых волн. Акустический изолятор, электрический экран и корпус служат для защиты пьезоэлектрических элементов от внешних электрических и акустических помех.

Разрешение

Разрешение ультразвуковых изображений зависит от трех взаимодополняющих свойств преобразователя: осевого, бокового и высотного разрешения ( рисунок 3.2 ). Осевое разрешение — это способность различать отдельные объекты на том же пути, что и ультразвуковой луч. Боковое разрешение — это способность различать объекты, расположенные перпендикулярно ультразвуковому лучу. Осевое разрешение определяется частотой звуковой волны, при этом более высокие частоты обеспечивают лучшее осевое разрешение ( рисунок 3.3 А ). Поперечное разрешение определяется шириной ультразвукового луча, на которую влияют диаметр и частота пьезоэлектрических кристаллов. Кристаллы малого диаметра, генерирующие высокочастотные импульсы, генерируют узкие ультразвуковые лучи и, таким образом, повышают поперечное разрешение. Что еще более важно, самая узкая часть ультразвукового луча, или фокальная зона, имеет наибольшее поперечное разрешение. Глубину фокальной зоны можно регулировать в соответствии с уровнем целевой структуры для максимального бокового разрешения (рисунок 3.3 B). Ультразвуковые компьютерные процессоры регулируют частоту звуковой волны для максимального разрешения в осевом и поперечном направлениях при изменении настроек глубины.

Рисунок 3.2

Тремя измерениями ультразвукового луча являются длина (x ), ширина (y ) и толщина среза (z ). Осевое, боковое и высотное разрешение описывают пространственное разрешение в этих трех плоскостях соответственно.

Рисунок 3.3

Осевое (A ) и боковое (B ) разрешение зависят от частоты ультразвуковой волны и ширины луча. Высокочастотные передачи имеют более короткие длины волн, что обеспечивает улучшенное осевое разрешение. Боковое разрешение зависит от ширины луча и является самым высоким в самой узкой части ультразвукового луча, фокальной зоне.

Разрешение по высоте, называемое разрешением по толщине среза , в наименьшей степени зависит от диаметра пьезоэлектрического кристалла или частоты звуковых волн ( рисунок 3.4 ). В ультразвуковых системах на месте оказания медицинской помощи разрешение по высоте определяется фактической толщиной преобразователя. Звуковые волны возвращаются к преобразователю из различных плоскостей, составляющих ультразвуковой луч, и сигналы из этих различных плоскостей усредняются для получения единого двумерного изображения. Разрешение по высоте аналогично просмотру плавательного бассейна сверху, где мелкие и глубокие объекты сливаются в одной плоскости. Таким образом, важным принципом ультразвуковой диагностики является визуализация структур в двух плоскостях с учетом ограниченного разрешения по высоте.

Рисунок 3.4

Разрешение по высоте, или разрешение по толщине среза, определяется фактической толщиной преобразователя. Разрешение по высоте является наибольшим в фокальной зоне и наименьшим в дальнем поле по мере расхождения ультразвукового луча.

Временное разрешение относится к способности отображать движущиеся структуры, аналогично частоте кадров или выдержке фотоаппарата. Высокое временное разрешение указывает на высокую частоту кадров и лучший захват движения. На временное разрешение влияют как частота импульсов преобразователя, так и глубина изображения. Частота импульсов — это скорость, с которой преобразователи излучают звуковые волны, и она отличается от частотного диапазона преобразователей. Более высокая частота импульсов и меньшая глубина увеличивают временное разрешение, поскольку отраженные звуковые волны могут приниматься преобразователем в более быстрой последовательности. Ограничивающим фактором временного разрешения большинства аппаратов УЗИ на месте оказания медицинской помощи является скорость компьютерной обработки. Временное разрешение может быть увеличено, но за счет уменьшения осевого и поперечного разрешения.

Типы преобразователей

Преобразователи обычно содержат от 60 до 600 пьезоэлектрических элементов и описываются расположением их элементов, а также их функцией и формой луча. Существует четыре основных типа преобразователей: линейные, криволинейные, с фазированной антенной решеткой и внутриполостные ( рисунок 3.5 ). Управление лучом в преобразователях с линейной и фазированной решетками отличается и определяет формат изображения. Элементы преобразователя с линейной решеткой срабатывают последовательно, создавая серию параллельных лучей, которые формируют изображение прямоугольного формата. Элементы преобразователя с фазированной антенной решеткой срабатывают последовательно в разных направлениях, создавая расходящийся луч, который формирует изображение в форме круга ( рисунок 3.6 ).

Рисунок 3.5

Основные типы преобразователей и характеристики.

Рисунок 3.6

Контур ультразвукового луча линейных преобразователей и фазированных антенных решеток.

Линейные преобразователи имеют элементы, расположенные в плоской матрице, генерирующие параллельные линейные ультразвуковые лучи. Как правило, линейные преобразователи генерируют высокочастотные (5-10 МГц) звуковые волны с меньшей длиной волны и превосходным разрешением в осевом и поперечном направлениях. Линейные преобразователи также имеют превосходное разрешение по высоте или толщине среза, поскольку форма ультразвукового луча относительно плоская. Однако линейные преобразователи ограничены визуализацией поверхностных структур в относительно узком поле зрения, поскольку затухание снижает разрешающую способность и проникновение на глубине > 5 см. Хотя преобразователи с линейной матрицей плохо подходят для визуализации глубоких структур, они идеально подходят для оценки поверхностных структур, включая глаза, кровеносные сосуды, мышцы, нервы и суставы, а также для выполнения процедур под контролем ультразвука.

Криволинейные преобразователи названы в честь криволинейного или выпуклого расположения кристаллов. Ультразвуковой луч широкий и трапециевидный, с широким полем зрения, но разрешение у них не такое хорошее, как у линейных преобразователей. Наложение проходящих ультразвуковых волн в глубоких тканях обеспечивает стабильное поперечное разрешение. Криволинейные преобразователи используют более низкие частоты (2-5 МГц) с большей длиной волны, которые проникают в глубокие структуры с относительно меньшим ослаблением, особенно в структуры глубиной 5-25 см. Криволинейные лучи преобразователей имеют большую толщину среза, чем линейные преобразователи, и на двумерном ультразвуковом изображении визуализируется больший объем структур. Таким образом, разрешение по высоте снижается, поскольку каждая плоскость изображения включает более толстые “срезы” структур, которые усредняются на дисплее в единое изображение. Криволинейные преобразователи идеально подходят для визуализации внутрибрюшных органов, включая печень, селезенку, почки и мочевой пузырь, а также для визуализации более крупных структур опорно-двигательного аппарата, таких как плечи и бедра. Из-за низкого разрешения в ближней зоне криволинейные преобразователи не являются оптимальными для визуализации легких или сердца, а также для некоторых методов ультразвукового исследования желчевыводящих путей.

Преобразователи с фазированной антенной решеткой сочетают в себе низкочастотный ультразвуковой луч (1-5 МГц) с небольшой площадью захвата треугольной формы с регулируемой фокусировкой и направленностью. Дифференциальное возбуждение элементов создает быструю развертку электронного луча за счет последовательной пульсации множества мелких кристаллов внутри преобразователя. Управление и фокусировка ультразвукового луча обеспечивает более широкое поле зрения, чем у линейных преобразователей. Технология фазированной антенной решетки позволяет получать более эффективную двумерную визуализацию и идеально подходит для движущихся структур, таких как сердце. Возможность направлять ультразвуковые лучи с фазированием позволяет проводить точные измерения скорости, когда вектор движения не полностью параллелен лучу ( рисунок 3.7 ). Эти уникальные характеристики делают преобразователи с фазированной антенной решеткой идеальными для визуализации сердца и грудной клетки.

Рисунок 3.7

Преобразователи с фазированной антенной решеткой электронным образом направляют звуковые волны для получения изображения с более широким полем зрения, а также улучшают разрешение изображения в широком диапазоне глубин.

Внутриполостные преобразователи сочетают в себе небольшой микровыпуклый размер и высокий частотный диапазон (5-8 МГц). Поле обзора шире, чем у линейного преобразователя, но при аналогичном высоком разрешении изображения. Внутриполостные датчики идеально подходят для трансвагинального и трансректального ультразвукового исследования, а также для внутриротовой оценки перитонзиллярного абсцесса. Подобно линейным преобразователям, они не идеальны для более глубоких структур, таких как внутрибрюшные органы.

ЖЕМЧУЖИНЫ И ПОДВОДНЫЕ КАМНИ

• • 

Преобразователи являются чувствительными приборами, и их замена требует больших затрат. Внутренние компоненты головки преобразователя, включая пьезоэлектрические элементы, могут легко сломаться при незначительном ударе. Защитите датчик, постоянно держа его в руке или повесив на стойку для ультразвукового исследования.

• • 

Линейные датчики идеально подходят для визуализации поверхностных структур размером менее 5 см, таких как кровеносные сосуды, мышцы, суставы, нервы и глаза. Процедуры под ультразвуковым контролем с отслеживанием иглы в режиме реального времени чаще всего выполняются с помощью линейного датчика.

• • 

Низкочастотные датчики оптимальны для визуализации структур глубиной более 5 см. Как правило, криволинейные датчики используются для сканирования органов брюшной полости и малого таза. Преобразователь с фазированной антенной решеткой также может использоваться для получения изображения брюшной полости и таза, но это единственный преобразователь, который может быть использован для получения изображения сердца.

• • 

Осевое разрешение определяется в первую очередь частотой звуковой волны, а боковое разрешение определяется в первую очередь шириной луча. Чтобы улучшить боковое разрешение при визуализации глубоких структур, увеличьте глубину фокальной зоны до уровня целевой структуры.

Ориентация

Ключевые моменты

• • 

Врачи должны понимать ориентацию между пациентом, датчиком и ультразвуковым экраном, поскольку ультразвуковая визуализация генерирует двумерные изображения трехмерных структур.

• • 

Сагиттальная и корональная плоскости расположены вдоль длинной оси тела, и эти плоскости часто называют продольной плоскостью . Поперечная плоскость расположена вдоль короткой оси тела.

• • 

Врачи могут использовать ультразвук в режиме реального времени для руководства инвазивными процедурами, отслеживая кончик иглы с помощью продольного (в плоскости) или поперечного (вне плоскости) подхода.

Введение

УЗИ на месте оказания медицинской помощи позволяет врачам проводить целенаправленные обследования у постели больного, чтобы ответить на конкретные клинические вопросы, сориентировать руководство и, в конечном итоге, улучшить уход за пациентами. Эта глава посвящена ориентации медицинских работников по отношению к ультразвуковому экрану, датчику и пациенту, а также стандартным плоскостям визуализации. Важным принципом ультразвуковой визуализации у постели больного является понимание ориентации трехмерных структур, которые отображаются в двух измерениях. Основным преимуществом ультразвукового сканирования в режиме реального времени является возможность визуализировать объект в нескольких плоскостях, чтобы лучше понять его трехмерную структуру.

Ориентация оператора

Проведение ультразвукового исследования на месте оказания медицинской помощи начинается с ориентации оператора. Медицинские работники должны использовать системный подход для получения изображений высокого качества. Традиционно медицинские работники проводят сканирование у постели больного, стоя с левой стороны кровати, аналогично физикальному осмотру, при этом аппарат УЗИ находится непосредственно перед ними. Одной рукой пациент держит датчик, а другой управляет аппаратом УЗИ. Врачи могут стоять с правой стороны кровати при сканировании сердца из-за положения сердца в левой части грудной клетки. Высоту кровати пациента и положение ультразвукового аппарата следует регулировать для обеспечения максимального комфорта пациента и оператора. Аппарат должен располагаться близко к кровати, чтобы можно было дотянуться до органов управления. Датчик следует держать одной и той же рукой, левой или правой, чтобы выработать устойчивые привычки и мышечную память.

Ориентация экрана

На раннем этапе развития диагностического ультразвука с 1940-х по 1970-е годы в области общей медицинской визуализации и ультразвуковой визуализации сердца были разработаны два независимых способа отображения изображений на экране. В обоих соглашениях верхняя часть экрана соответствует поверхности зонда. Поверхностные структуры видны вверху изображения, а более глубокие структуры — внизу. Структура, представляющая интерес, должна располагаться в центре экрана для достижения наилучшего разрешения изображения на большинстве портативных ультразвуковых аппаратов.

В общем медицинском ультразвуковом исследовании используется соглашение с маркером датчика, соответствующим левой части экрана, который обычно изображается маленьким цветным кружком или квадратом на экране ( рисунок 4.1 ). Большинство специалистов, выполняющих диагностическую ультразвуковую визуализацию, придерживаются этого соглашения, включая радиологию и неотложную медицинскую помощь. Таким образом, визуализация в поперечной плоскости создает изображения поперечного сечения, как если бы пациент рассматривался с изножья кровати; т. е. Печень находится слева, селезенка — справа. Некоторые врачи могут инвертировать изображения, полученные при трансвагинальном ультразвуковом исследовании, таким образом, чтобы структуры, ближайшие к датчику, просматривались в нижней части экрана ультразвукового исследования.

Рисунок 4.1

Ультразвуковое изображение с использованием обычной ориентации с маркером в левой части экрана (стрелка).

При ультразвуковом исследовании сердца, с другой стороны, используется соглашение с маркером датчика, соответствующим правой стороне экрана ( рисунок 4.2 ). Эта ориентация сохраняется на протяжении всего ультразвукового исследования сердца независимо от положения датчика.

Рисунок 4.2

Ультразвуковое изображение с использованием ориентации кардиоэкрана с маркером в правой части экрана (стрелка).

Ориентация датчика

Датчик следует свободно держать в сканирующей руке, как ручку, большим и указательным пальцами. Оставшиеся пальцы можно прижать к датчику или расправить по телу пациента, чтобы закрепить датчик и сохранить его положение и стабильность. Эта рукоятка повышает комфорт пациента за счет минимизации давления, оказываемого датчиком, и позволяет оператору лучше контролировать процесс точной регулировки. Все датчики имеют выемку или отметку на одной стороне, которая соответствует экранной отметке для ориентации ( рисунок 4.3 ).

Рисунок 4.3

Ультразвуковой преобразователь осторожно, как карандаш, удерживается первыми тремя пальцами и может быть стабилизирован четвертым и пятым пальцами на теле пациента.

При ультразвуковой визуализации описываются четыре основных перемещения датчика. Использование стандартных определений важно для обучения поставщика медицинских услуг и коммуникации. Стандартная номенклатура была определена Американским институтом ультразвука в медицине (AIUM) в 1999 году. Несмотря на существование других условных обозначений, номенклатура AIUM является наиболее цитируемой по специальностям. В этом учебнике используются следующие определения ( рисунок 4.4 ):

•  

Перемещение: датчик удерживается под фиксированным углом, и весь датчик перемещается по телу. Этот маневр помогает определить оптимальное местоположение для получения желаемых изображений, особенно при визуализации между ребрами.

•  

Наклон: Наклон также называется веерным или размашистым движением. Датчик фиксируется на коже и располагается под углом к длинной оси лицевой поверхности датчика для направления ультразвукового луча на структуры в разных плоскостях. Наклон часто используется для получения серийных изображений поперечных сечений твердых органов, таких как короткоосевые снимки сердца, или для оценки объема скопления жидкости.

•  

Качание: датчик удерживается на месте и поворачивается из стороны в сторону по короткой оси торцевой поверхности датчика либо в сторону от метки ориентации датчика, либо в противоположную от нее. Это движение “в плоскости” прижимает один из углов датчика к поверхности кожи. Качание часто используется для центрирования изображения на экране.

•  

Вращение: положение датчика остается постоянным, пока датчик поворачивается вдоль своей центральной оси наподобие штопора. Вращение часто используется для выравнивания ультразвукового луча с длинной или короткой осью конструкции.

Рисунок 4.4

Движения датчика называются скольжением, наклоном, раскачиванием и вращением.

Ориентация на пациента

Поддержание постоянной ориентации датчика относительно пациента жизненно важно для точной интерпретации изображений. Оптимальное положение пациента зависит от интересующего исследования, но ориентация маркера датчика остается постоянной в соответствии с используемым соглашением. Согласно стандартному соглашению, оператор находится лицом к пациенту в изножье кровати, а маркер датчика направлен либо влево от оператора (справа от пациента), либо в сторону головы пациента. Важным отличием является то, что при визуализации из изголовья кровати, например, при размещении внутренней яремной вены по центральной линии, ориентация по экрану поддерживается за счет того, что маркер датчика направлен влево от оператора, что в данной ситуации соответствует левому боку пациента.

Плоскости визуализации

При ультразвуковом исследовании тело разделяется на три основные плоскости: сагиттальную, поперечную и коронарную. Наклонные изображения также могут быть получены в плоскостях, не параллельных трем стандартным плоскостям. Часто используются дополнительные термины: длинная ось, или продольная плоскость, относящиеся к сагиттальной и корональной плоскостям, и короткая ось , относящаяся к поперечной плоскости ( рисунок 4.5 ).

Рисунок 4.5

Плоскости тела: сагиттальная, корональная и поперечная. Сагиттальную и корональ–ную плоскости часто называют плоскостями с продольной или длинной осью , а поперечную плоскость часто называют плоскостью с короткой осью.

Сагиттальная Плоскость

Сагиттальная плоскость — это вертикальная плоскость, которая разделяет тело на левую и правую половины. Средне-сагиттальная плоскость относится к плоскости, проходящей через срединную линию тела, проходящей через структуры средней линии, такие как позвоночник и пуповина. Парасагиттальные плоскости — это вертикальные плоскости, параллельные средней линии. По стандартному соглашению маркер датчика направлен сверху к голове пациента, так что верхние структуры видны с левой стороны экрана УЗИ. Термин сагиттальный обзор относится к изображению, полученному либо в средне-сагиттальной плоскости, либо в одной из параллельных парасагиттальных плоскостей ( рисунок 4.6 ).

Рисунок 4.6

Сагиттальная плоскость.

Плоскость Короны

Корональная плоскость, также известная как фронтальная плоскость , — это плоскость, которая разделяет тело на вентральную и дорсальную, или переднюю и заднюю половины. По стандартному соглашению маркер датчика остается направленным в сторону головы пациента, создавая продольное изображение с головой пациента в левой части экрана ( рисунок 4.7 ).

Рисунок 4.7

Плоскость короны.

Поперечная Плоскость

Поперечная плоскость, также известная как плоскость с короткой осью , — это плоскость, которая разделяет тело на верхнюю и нижнюю части и перпендикулярна сагиттальной и корональной плоскостям. Это те же плоскости, которые видны на снимках компьютерной томографии. Согласно стандартному соглашению, маркер датчика указывает на левую сторону оператора, так что правосторонние структуры пациента отображаются в левой части экрана ( рисунок 4.8 ).

Рисунок 4.8

Поперечная плоскость.

Ориентация иглы

Многие инвазивные процедуры, такие как введение центрального венозного катетера, выполняются под контролем ультразвука в режиме реального времени, чтобы уменьшить осложнения. Поддержание надлежащей ориентации иглы с помощью датчика и экрана позволяет отслеживать кончик иглы с помощью продольного (в плоскости) или поперечного (вне плоскости) подхода в плоскости ( рисунок 4.9 ).

Рисунок 4.9

A , продольный (в плоскости) и, B , поперечный (вне плоскости) подходы для введения иглы в режиме реального времени.

Продольный подход (в плоскости)

При использовании продольного подхода датчик размещается вдоль продольной оси исследуемого сосуда. Маркер датчика должен быть обращен к оператору и располагаться на проксимальном конце исследуемого сосуда, куда будет введена игла. Кончик иглы помещается на конце датчика так, чтобы игла и шприц были выровнены по длинной оси датчика и нижележащего сосуда. Угол введения иглы относительно кожи зависит от глубины целевого сосуда. Углы введения обычно составляют 45-60 градусов. Небольшие углы введения могут использоваться для более поверхностных сосудов, в то время как крутые углы используются для более глубоких сосудов.

Основная проблема при использовании продольного подхода заключается в удержании иглы в узкой плоскости ультразвукового луча. Если кончик иглы находится вне плоскости ультразвукового луча, единственной визуализируемой частью может быть стержень иглы, что создает ложное представление о расположении кончика иглы. При больших углах введения (60-90 °) игла располагается почти параллельно ультразвуковому лучу, что приводит к ухудшению визуализации иглы из-за меньшего количества эхо-сигналов, отражающихся от иглы.

Поперечный доступ (вне плоскости)

Поперечный вид сосуда можно получить, разместив датчик перпендикулярно продольной оси сосуда. Сосуд расположен по центру экрана, рука оператора зафиксирована на месте, маркер датчика направлен влево от оператора. Игла вводится перпендикулярно ультразвуковому лучу в центре сосуда. Угол введения иглы зависит от глубины целевого сосуда, как описано выше. После введения иглы под кожу кончик иглы должен быть идентифицирован непосредственно над сосудом в виде гиперэхогенной точки. По мере продвижения иглы датчик необходимо наклонять, чтобы отслеживать движение кончика иглы по направлению к целевому сосуду ( рисунок 4.10 ).

Рисунок 4.10

Наклон датчика для сохранения визуализации кончика иглы при поперечном продвижении иглы.

Важно обеспечить правильную ориентацию маркера датчика, маркера экрана и оператора. Когда маркер датчика и маркер экрана не перевернуты, на экране видно, что кончик иглы движется в противоположном направлении (т. е. Движение кончика иглы влево у пациента рассматривается как движение кончика иглы вправо на экране). Еще одна распространенная ошибка — визуализировать стержень иглы в поперечном сечении и думать, что это наконечник, в то время как на самом деле наконечник находится намного глубже. Таким образом, поддержание наконечника иглы в плоскости ультразвукового луча имеет решающее значение.

ЖЕМЧУЖИНЫ И ПОДВОДНЫЕ КАМНИ

• • 

Несмотря на то, что правила ориентации экрана при ультразвуковом исследовании сердца различаются в зависимости от специальности, одни и те же результаты визуализации могут быть идентифицированы в любой ориентации. Рекомендуется привыкнуть интерпретировать ультразвуковые изображения сердца в соответствии с одним соглашением, чтобы не пропустить важные результаты.

• • 

Маркеры ориентации датчика, также называемые маркерами зонда или насечками , различаются по внешнему виду в зависимости от марки и типа датчика. Точки крепления направляющих игл часто ошибочно принимают за метки датчика.

• • 

Чтобы подтвердить ориентацию датчика, коснитесь одного конца датчика и посмотрите на движение на экране ультразвукового исследования. Конец датчика, к которому прикасаются, должен быть выровнен со стороной экрана, отображающей движение.

• • 

Как правило, маркер датчика должен быть направлен в левую сторону от оператора при визуализации в поперечной (короткая ось) плоскости или в сторону головы пациента при визуализации в корональной или сагиттальной плоскостях (длинная ось). Корональная и сагиттальная плоскости вместе часто называются продольной плоскостью .

• • 

Отслеживание иглы в режиме реального времени может выполняться с использованием продольного или поперечного подхода. При обоих подходах крайне важно поддерживать визуализацию кончика иглы, удерживая его в плоскости ультразвукового луча. Легкий наклон датчика в точке, где кончик иглы исчезает на экране, подтверждает местоположение наконечника.

• • 

При использовании ультразвукового контроля в режиме реального времени для доступа к сосудам крайне важно установить правильную ориентацию между датчиком и экраном. Если датчик ошибочно ориентирован напротив экрана, игла будет направлена в противоположном направлении, увеличивая риск прокола артерии или пневмоторакса, пока оператор не поймет, что датчик необходимо повернуть на 180 °.

Артефакты Визуализации

Ключевые моменты

• • 

Артефакты — это ложные изображения или части изображений, которые не отражают истинные анатомические структуры.

• • 

Артефакты возникают, когда нарушается одно или несколько свойств звука.

• • 

Истинную патологию следует визуализировать по крайней мере в двух плоскостях. Предполагаемая патология, которая не видна в нескольких плоскостях, скорее всего, является артефактом.

Введение

Артефакты — это ложные изображения или части изображений, которые не отражают истинные анатомические структуры. Медицинские работники должны иметь базовое представление о физических принципах ультразвуковых артефактов, чтобы улучшить получение и интерпретацию ультразвуковых изображений у постели больного. За исключением неисправного оборудования, артефакты возникают из-за ошибочной ультразвуковой сигнализации, которая возникает в биологических тканях из-за нарушения одного или нескольких из следующих допущений:

•  

Ультразвуковое эхо, возвращающееся к датчику, исходит от однородного одиночного ультразвукового луча.

•  

Ультразвуковые волны всегда распространяются по прямой траектории и возвращаются только после одного отражения.

•  

Скорость звука постоянна во всех типах тканей человека (1540 м / с), а затухание, или уменьшение энергии, ультразвуковых эхо-сигналов является равномерным.

Артефакты часто дают представление о составе тканей и являются диагностическими при определенных патологиях, таких как камни в желчном пузыре и отек легких. Большинство артефактов можно отнести к одной из четырех категорий в зависимости от лежащего в их основе механизма: артефакты распространения волны, характеристики луча, ошибки скорости и затухание. В этой главе рассматриваются некоторые из наиболее распространенных артефактов, встречающихся при ультразвуковом исследовании на месте оказания медицинской помощи.

Артефакты распространения волн

Реверберация

Артефакт реверберации возникает, когда две или более высокоотражающих структур параллельны друг другу, а путь ультразвукового луча перпендикулярен этим высокоотражающим структурам ( рисунок 6.1 ). Ультразвуковые импульсы многократно отражаются между структурами с высокой отражающей способностью или между структурой с высокой отражающей способностью и преобразователем. Ультразвуковой аппарат отображает эти отражения в виде серии ярких параллельных линий, расположенных через равные промежутки времени дистальнее отражающей структуры (структур), яркость которых рассеивается с увеличением глубины. Ультразвуковой аппарат определяет глубину структур на основе временной задержки возвращающихся эхо-сигналов. Эхо-сигналам, которые возвращаются к преобразователю после одного отражения, присваивается соответствующая фиксированная глубина в отличие от эхо-сигналов с несколькими отражениями, которым присваивается постепенно увеличивающаяся глубина.

Рисунок 6.1

Артефакт реверберации на поверхности плевры образует серию горизонтальных линий, называемых А-линиями.

Границы раздела тканей, где существует большая разница в скорости звука между двумя тканями, обладают высокой отражающей способностью. Этот показатель сопротивления прохождению ультразвуковых волн через материал или ткань называется акустическим импедансом . Количество звуковых волн, отраженных от поверхности раздела тканей, прямо пропорционально разнице акустического сопротивления между двумя соседними тканями. Если нет разницы в акустическом сопротивлении между двумя разными тканями, отражения звуковых волн не будет, но если есть значительная разница в акустическом сопротивлении, большая часть звуковых волн отразится обратно к преобразователю. Артефакт реверберации возникает на границе раздела тканей с большими различиями в акустическом импедансе. Классический пример артефакта реверберации возникает в нормальном легком на поверхности плевры, называемый A-линиями ( рисунки 6.1 и 6.2 ). Этот специфический артефакт реверберации вызван множественными отражениями между высокоотражающей поверхностью плевры и интерфейсом кожа-датчик. Артефакты реверберации могут быть полезны при оценке характеристик тканей, но они могут препятствовать получению адекватного изображения более глубоких структур.

Рисунок 6.2

A-линии — это артефакты реверберации, наблюдаемые в легких из-за отражений в плевре.

Можно использовать несколько методов, чтобы минимизировать эффекты артефакта реверберации. Поскольку реверберация возникает, когда ультразвуковой луч пересекает перпендикулярно структуры с высокой отражающей способностью, регулировка угла падения преобразователя может уменьшить наличие реверберации. Аналогичным образом, уменьшение расстояния между исследуемым объектом и ультразвуковым преобразователем может уменьшить артефакты реверберации. Визуализация гармоник тканей (THI) может уменьшить артефакты за счет фильтрации основных (исходных) используемых частот. Он передает только вдвое большую частоту, чем исходная, и сужает ширину ультразвукового луча. Это улучшает качество изображения за счет уменьшения артефактов, улучшения пространственного разрешения и увеличения проникновения.

Особый тип артефакта реверберации, известный как артефакт хвост кометы , возникает, когда звуковые волны отражаются между двумя поверхностями с высокой отражающей способностью, расположенными в непосредственной близости. Хвосты комет классически выглядят как яркие вертикальные линии сужающейся формы. После нескольких отражений амплитуда возвращающихся эхо-сигналов уменьшается, что отображается как сужение линий по сравнению с исходным эхо-сигналом. Это “наложение” ярких горизонтальных линий, расположенных очень близко друг к другу, с постепенно уменьшающейся шириной создает изображение ярких сужающихся вертикальных линий (Видео 6.1   ). Артефакты, похожие на хвост кометы, можно увидеть в нормальных и патологических легких и они более подробно описаны в главе 9 .

Артефакт «Кольцо вниз» похож на артефакт «Хвост кометы», но создается другим механизмом ( рисунок 6.3 ). Источником артефакта «Кольцо вниз» является небольшое скопление жидкости, захваченное окружающими пузырьками воздуха. Ультразвуковые волны попадают в карман с захваченной жидкостью, звуковые волны резонируют внутри жидкости, и непрерывная звуковая волна передается обратно на преобразователь. Резонансные колебания, обнаруживаемые ультразвуковым преобразователем, отображаются в виде ярких вертикальных линий, уходящих глубоко в захваченную жидкость. Артефакт кольцевого спуска часто используется как синоним артефакта хвоста кометы, но их происхождение совершенно разное.

Рисунок 6.3

Артефакт «Звоночек вниз» вызван отражениями жидкости, захваченной воздухом, которые видны здесь, на изгибе печени.

Зеркальное отображение

Зеркальное отображение — это тип артефакта, создаваемого отражением структуры от сильного отражателя, создающего ложное изображение за отражателем ( рисунок 6.4 ). Зеркальное отображение похоже на реверберацию, за исключением того, что реверберация проявляется как отражение границ раздела тканей, тогда как зеркальное отображение проявляется как отражение целых органов. Истинная структура видна как изображение на реальной глубине, тогда как искусственное изображение видно на более глубокой глубине, дистальнее сильного отражателя. Зеркальное изображение может появиться при использовании любого мощного отражателя, чаще всего диафрагмы, перикарда, аорты или кишечника. Зеркальные изображения печени или селезенки, которые кажутся выше диафрагмы, легко распознаются как артефакты и указывают на нормальную анатомию легких над диафрагмой ( рисунок 6.5 ). Обнаружить отражение на стенках кишечника в брюшной полости может быть сложнее.

Рисунок 6.4

Артефакт зеркального отображения.

Рисунок 6.5

Зеркальное изображение печени часто можно увидеть через диафрагму с высокой отражающей способностью.

Артефакты из-за ошибок скорости

Рефракция

Рефракция относится к изменению направления звуковых волн под косым углом по мере прохождения звуковых волн от одной ткани к другой. Рефракция является результатом различий в скорости передачи звука в тканях с различными акустическими свойствами. Отклонение звуковых волн может привести к смещению, изменению размера или формы или дублированию изображения. Степень отклонения пропорциональна разнице в скорости звука между двумя тканями на границе раздела. Рефракция является обычным явлением на границе раздела мягких тканей и жира из-за низкого акустического сопротивления и скорости звука через жир. Рефракция может возникать при визуализации глубоких органов брюшной полости, вызывая искусственное дублирование изображений.

Многие органы с гладкой округлостью, такие как желчный пузырь, печень, почки и мочевой пузырь, представляют собой зеркальные отражатели, которые создают преломляющую тень по краям, известную как краевой артефакт или боковое кистозное затенение ( рисунок 6.6 ). Криволинейные зеркальные отражатели — это гладкие отражатели, которые хорошо отражают и отправляют значительный процент звуковых волн обратно в ультразвуковой преобразователь. Там, где зеркальный отражатель начинает изгибаться, происходит значительное изменение угла падения, и большинство эхо-сигналов скорее преломляются, чем отражаются, создавая краевой артефакт, преломляющую тень, при которой ничего не видно дистальнее кривой ( рисунок 6.7 ).

Рисунок 6.6

Преломление и формирование краевого артефакта.

Рисунок 6.7

Краевой артефакт, тип рефракционного артефакта, виден вдоль изогнутых краев желчного пузыря.

Артефакты, связанные с характеристиками луча

Артефакты Долей

Ультразвуковой луч состоит из основного лепестка и множества вторичных лепестков. Боковые и решетчатые лепестки — это вторичные лепестки, которые выступают под разными углами от основного луча и составляют лишь сотую часть энергии ультразвука основного луча ( рисунок 6.8 ). Чтобы понять, как создаются артефакты боковых долей, важно вспомнить два предположения. Во-первых, глубина структуры определяется временем полета , временем, которое требуется эхо-сигналу, чтобы покинуть датчик, отразиться и вернуться обратно к датчику. Второе предположение заключается в том, что все эхо-сигналы, возвращающиеся к преобразователю, исходят от основного ультразвукового луча. Эти предположения могут привести к неправильной аксиальной и / или боковой локализации структур вдоль основного пути прохождения ультразвукового луча. Артефакты боковых долей обычно наблюдаются в ближнем поле безэховых структур с изогнутыми стенками, таких как желчный пузырь, мочевой пузырь или сердце, или в сочетании с поверхностями с высокой отражающей способностью, такими как воздух или кость (Видео 6.2   ). Если безэховая или относительно гипоэхогенная область не находится в ближнем поле зрения, артефакты лепестков могут не быть оценены. Лепестки решетки — это тип боковых лепестков, которые в первую очередь видны при визуализации с помощью преобразователей с фазированной антенной решеткой.

Рисунок 6.8

Артефакт боковой доли.

Несколько методов могут уменьшить артефакты боковых лепестков для более точного получения изображения. Обычным встроенным компонентом большинства портативных ультразвуковых аппаратов является аподизация. Аподизация уменьшает артефакт боковых лепестков за счет последовательного уменьшения вибраций на увеличивающихся расстояниях от преобразователя. Уменьшение вибраций от центра преобразователя снижает интенсивность лучей боковых лепестков. Кроме того, уменьшение усиления и использование тканевой гармонической визуализации могут уменьшить артефакты боковых долей.

Двумя другими артефактами, связанными с характеристиками луча, являются артефакты ширины луча и толщины среза . Артефакт ширины луча чаще всего возникает дистальнее фокальной зоны, где ультразвуковой луч расширяется на ширину, большую, чем проксимальный луч. Когда луч перемещается из стороны в сторону во время сканирования, структуры в дальнем поле кажутся линейными или вытянутыми горизонтально ( рисунок 6.9 ). Изменение толщины среза аналогично изменению ширины луча. По мере продвижения ультразвукового луча дистальнее фокальной зоны толщина луча увеличивается, захватывая объекты выше и ниже луча. На двумерном ультразвуковом дисплее объекты выглядят линейными или сросшимися по вертикали. Артефакты ширины луча и толщины среза можно свести к минимуму, расположив фокальную зону ближе к интересующим структурам в дальнем поле.

Рисунок 6.9

Артефакт ширины луча.

Артефакты из-за ослабления волны

Акустическое Затенение

Акустическое затенение наблюдается дистальнее сильно ослабляющих структур, которые отражают, рассеивают или поглощают большую часть ультразвуковых волн. Акустическое затенение возникает в результате нарушения предположения о том, что звук распространяется и ослабляется одинаково по всему телу. Дистальнее структур с высоким ослаблением амплитуда звуковых волн уменьшается, к преобразователю возвращается мало эхо-сигналов и создается область гипоэхогенности, или тени ( рисунок 6.10 ). Акустическое затенение является диагностическим, когда камни в желчном пузыре или почках отбрасывают тень, но оно является помехой, когда тени от ребер препятствуют визуализации сердца и легких ( Рисунок 6.11 ).

Рисунок 6.10

Акустическое затенение.

Рисунок 6.11

Акустическое затенение видно сзади от ребра.

Акустическое Усиление

Акустическое усиление, также называемое задним акустическим усилением , обычно наблюдается дистальнее структур, заполненных жидкостью. Звук беспрепятственно проходит через заполненные жидкостью структуры с низким уровнем затухания. Таким образом, интенсивность звуковых волн сохраняется, когда они выходят из заполненной жидкостью структуры, а высокоамплитудные эхо-сигналы отражаются обратно к преобразователю от границ раздела тканей дистальнее заполненной жидкостью структуры. Высокоэнергетические эхо-сигналы, возвращающиеся к датчику, создают яркий гиперэхогенный вид дистальных тканей ( рисунок 6.12 ). Усиление звука обычно наблюдается за мочевым пузырем, желчным пузырем и крупными сосудами ( рисунок 6.13 ).

ЖЕМЧУЖИНЫ И ПОДВОДНЫЕ КАМНИ

• • 

Реверберация может быть диагностической в случае А-линий, видимых в легком. Чтобы свести к минимуму наличие артефакта реверберации, отрегулируйте угол падения датчика или уменьшите расстояние между датчиком и объектом наблюдения.

• • 

Рефракции можно избежать, исследуя структуру в разных плоскостях при попытке получения изображения через поверхностные структуры, которые обладают однородными или схожими акустическими свойствами.

• • 

Подгонка фокальной зоны к интересующей области или изменение глубины изображения для центрирования интересующей области может свести к минимуму артефакты ширины луча.

• • 

Акустическое затенение может использоваться для диагностики камней и зубного налета. Чтобы улучшить видимость структур, расположенных в тени от ребер, попросите пациента задержать дыхание на несколько секунд или проведите датчиком вверх или вниз по области между ребрами.

• • 

Акустическое усиление может использоваться для диагностики кист или новообразований. Чтобы свести к минимуму акустическое усиление, отрегулируйте компенсацию временного усиления для снижения эхогенности дистальных структур.

• • 

Газы в кишечнике могут создавать различные артефакты и препятствовать получению изображения. По возможности, заставляйте пациента голодать перед визуализацией структур в брюшной полости. Сильное нажатие датчика на брюшную полость может помочь вытеснить газы из кишечника и улучшить визуализацию.

Рисунок 6.12

Акустическое усиление.

Рисунок 6.13

Усиление звука наблюдается кзади от мочевого пузыря.