Принципы и дисплеи допплерографии

    Описать эффект Доплера и его применение для измерения скорости потока.

    Чтобы понять различия между непрерывноволновой и импульсно-волновой допплерографией и клиническое обоснование каждой из них.

    Для идентификации компонентов доплеровского спектрального сигнала.

    Распознавать артефакт сглаживания и понимать методы его уменьшения или устранения.

    Чтобы понять принципы двух основных типов цветной допплерографии.

КЛЮЧЕВЫЕ ТЕРМИНЫ

Наложение псевдонимов

Частота биений

Визуализация цветового потока

Цветовая карта

Цветовая шкала скоростей

Цветной настенный фильтр

Комбинированный доплеровский режим

Частота среза

Угол доплерографии

Эффект Допплера

Частота доплеровского сдвига

Доплеровская спектральная форма сигнала

Форма сигнала с максимальной скоростью

Размер пакета (длина ансамбля)

Мощная доплеровская визуализация

Спектральный анализ

Шкала скоростей

Введение

Способность определять характер кровотока и измерять скорость кровотока является одной из важнейших функций диагностического ультразвука. Сонографист должен понимать факторы, влияющие на допплерографическую информацию, отображаемую на мониторе. Большая часть того, что мы обсуждаем в этой главе, применима как к спектральной доплерографии, так и к цветопотоковой визуализации, поскольку каждый режим определяется уравнением Доплера и в конечном итоге зависит от одних и тех же факторов.

ЭФФЕКТ ДОПЛЕРА

Эффект Доплера — это наблюдаемое изменение частоты передаваемой волны из-за относительного движения между источником звука и приемником или наблюдателем. Ультразвуковая допплерография является ценным инструментом, поскольку эта методика определяет наличие, направление, скорость и изменение во времени кровотока в кровеносных сосудах и в сердце. Доступно несколько типов допплеровских устройств. Хотя каждый из них использует эффект Доплера для обнаружения движения, способ сбора, обработки и отображения информации о потоке отличает один тип прибора от другого. Некоторые сканеры предлагают несколько режимов доплерографии, которые выбираются пользователем. Самые простые (недорогие) системы предлагают только один вариант доплеровского режима (скоростной анализ или двумерная доплеровская визуализация, т. е. Цветовой поток).

Видимое изменение частоты, вызванное эффектом Доплера, основано на относительном движении между источником звука и наблюдателем, независимо от того, который из них движется, а который неподвижен. Когда полицейская машина с включенной сиреной проезжает пешехода, слышимый звук изменяется по частоте или высоте звука по мере приближения транспортного средства (частота кажется выше), в то время как частота удаляющегося транспортного средства после его проезда оказывается ниже. На приведенном выше рисунке источником звука является движущийся автомобиль, в то время как получателем или наблюдателем является неподвижный пешеход.

Представьте ситуацию, в которой наблюдатель стоит в лодке посреди озера. Если ветер дует с постоянной скоростью с севера и все волны имеют одинаковое расстояние между пиками (одинаковая длина волны), стоящая лодка будет сталкиваться с таким же количеством гребней волн каждую секунду (постоянная частота), которое создается ветром. Если лодка начинает двигаться в северном направлении, против ветра, гребни волн встречаются чаще. Наблюдатель, стоящий в лодке, видит увеличение частоты волн, хотя на самом деле частота гребней волн не изменилась. Если лодка разворачивается и начинает двигаться на юг, на этот раз с попутным ветром (в сторону от источника волн), видно меньше гребней, и наблюдателю кажется, что частота уменьшается. По мере того, как лодка движется быстрее в любом направлении, разница между фактической и наблюдаемой частотами становится больше. Единственное обстоятельство, при котором эти ”передаваемые“ и «наблюдаемые” частоты совпадают, — это когда лодка неподвижна.

Стационарный наблюдатель видит такое же количество волн давления, какое излучает стационарный источник (рисунок 5-1). Однако относительное движение между источником звука и приемником искажает структуру симметричных волновых фронтов, и наблюдаемая частота увеличивается или уменьшается в зависимости от направления движения. Изменение или разница в частоте между передаваемой частотой и принятой частотой, вызванное движением, называется частотой доплеровского сдвига (часто сокращается как “доплеровский сдвиг» или “доплеровская частота”). В примере полицейской сирены, приведенном выше, неподвижному наблюдателю частота кажется более высокой по мере приближения автомобиля. В этом случае относительное движение источника и приемника происходит навстречу друг другу. По мере того, как полицейская машина проезжает мимо и удаляется от наблюдателя, частота, по-видимому, уменьшается, поскольку относительное движение между источником и наблюдателем происходит вдали друг от друга.

Рисунок 5-1. Эффект Доплера. (A) Стационарный источник звука и приемник, наблюдаемая частота совпадает с частотой, излучаемой источником звука. (B) Источник звука движется к приемнику, наблюдаемая частота выше, чем фактическая частота, излучаемая источником звука. (C) При удалении источника звука от приемника наблюдаемая частота ниже фактической частоты, излучаемой источником звука.

При рассмотрении звуковой волны, создаваемой пьезоэлектрическим преобразователем, источник звука остается неподвижным, в то время как движущимся “приемником” могут быть клетки крови или другая движущаяся структура, такая как сердечный клапан. Затем стационарный преобразователь, который теперь является приемником, наблюдает эхо-сигнал от движущегося отражателя с частотой доплеровского сдвига.

Уравнение доплеровского сдвига

Величина частоты доплеровского сдвига зависит от того, насколько быстро источник звука, приемник или оба устройства перемещаются относительно друг друга. Увеличение относительной скорости между источником и приемником приводит к большему отклонению от передаваемой частоты. Действительно, это обоснование того, почему мы проводим доплеровское исследование. Частота доплеровского сдвига (f_D), создаваемая движущимся отражателем, рассчитывается по уравнению:

где c — акустическая скорость ткани, f — передаваемая частота, v — скорость границы раздела и θ — угол между траекторией движения отражателя и направлением распространения луча (называемый доплеровским углом или углом к потоку), как показано на рисунке 5-2. Обратите внимание, что буква “c” в уравнении Доплера представляет скорость звука в ткани вместо обычной буквы “v” для обозначения скорости. В этой математической символике символ “v” зарезервирован для скорости текущей крови. Цифра 2 в уравнении представляет два отдельных (и равных) доплеровских сдвига, которые происходят при ультразвуковом допплерографировании. Первый допплеровский сдвиг происходит между неподвижным источником звука, преобразователем и “наблюдателем”, движущимися клетками крови. Второй доплеровский сдвиг происходит, когда движущиеся клетки крови (теперь источник звука) отражают звуковую волну обратно к неподвижному преобразователю, который теперь становится приемником.

РИСУНОК 5-2. Ультразвуковое доплеровское определение скорости отражения. Доплеровский угол θ определяется траекторией движения отражателя относительно проходящего луча.

Поскольку отражатель движется непосредственно к преобразователю частотой 5 МГц со скоростью 50 см/ с, угол потока составляет 0 градусов, а наблюдаемая частота составляет 5 003 247 Гц, что соответствует частоте доплеровского сдвига на 3247 Гц выше исходной передаваемой частоты (рисунок 5-3). Если поток удаляется от этого датчика со скоростью 50 см / с, наблюдаемая частота составляет 4 996 753 Гц или 3247 Гц ниже исходной передаваемой частоты. Угол Доплера дает составляющую скорости вдоль направления распространения ультразвукового луча. Если угол доплерографии увеличить с 0 до 30 градусов, частота доплеровского сдвига составит 2,8 кГц вместо 3,2 кГц, полученных для параллельного падения. При заданной скорости отражения частота доплеровского сдвига уменьшается по мере увеличения доплеровского угла (Рисунок 5-4).

РИСУНОК 5-3. Частота принимаемого эхо-сигнала на 3247 Гц выше частоты передачи, когда скорость потока в направлении датчика составляет 50 см/с. Частота передаваемого сигнала составляет 5 МГц, а угол доплерографии θ равен 0 градусам.

РИСУНОК 5-4. Частота доплеровского сдвига отражателей, движущихся со скоростью 50 см/с, в зависимости от доплеровского угла. Частота передачи составляет 5 МГц. Частота доплеровского сдвига составляет 3,2 кГц при 0 градусах, 2,8 Гц при 30 градусах и 1,6 кГц при 60 градусах. При 90 градусах частота доплеровского сдвига не наблюдается.

Частота доплеровского сдвига не возникает при угле падения 90 градусов (косинусная тета в уравнении Доплера равна нулю при угле падения 90 градусов). На практике сигнал никогда не исчезает полностью. Поскольку ширина луча конечна, некоторая часть луча падает под углом, который не перпендикулярен направлению движения. Расхождение луча имеет тенденцию усиливать этот эффект, особенно в области за пределами фокальной точки луча.

Определение скорости

Предполагается, что скорость звука остается постоянной и составляет 1540 м / с для мягких тканей. Наблюдаемое изменение частоты происходит из-за того, что звуковой луч сталкивается с движущейся структурой между источником и детектором. Уравнение Доплера предсказывает, что увеличение скорости отражения приводит к увеличению частоты доплеровского сдвига. Если известны частота доплеровского сдвига и угол к потоку, можно рассчитать скорость движущихся отражателей. На практике сначала измеряются переданные и принятые частоты, а затем обрабатываются для нахождения результирующей частоты доплеровского сдвига. Прибор выполняет эти этапы автономно, без вмешательства оператора. Однако угол доплерографии по отношению к потоку должен определяться УЗИ с ручным вводом данных в сканер для правильного отображения скорости потока.

Неопределенность в измерении доплеровского угла, особенно при больших углах, приводит к ошибке в вычислении скорости. Точный угол наклона кровотока имеет гораздо большее значение при оценке состояния кровеносных сосудов, чем сердца, из-за различий в акустическом доступе. В сосудистых приложениях процесс коррекции угла (измерение угла) должен выполняться УЗИ-специалистом для достижения точной оценки скорости кровотока. При доплеровском угле к потоку, равном 60 градусам, результирующий доплеровский сдвиг лишь вдвое меньше, чем при доплеровском угле 0 градусов. Угол наклона к потоку необходимо измерять как можно точнее, поскольку отклонение на 5 градусов при угле наклона к потоку на 60 градусов (часто используется при исследовании кровеносных сосудов) приводит к погрешности измерения скорости потока на 18%.

И наоборот, когда луч находится почти параллельно потоку (как это часто бывает в сердце), доплеровский угол к потоку принимается равным 0 градусам, и коррекция угла не выполняется. При доплеровском угле наклона к потоку, близком к 0 градусам, погрешность в 5 градусов приводит к ошибке только в 1% при расчете скорости потока. Ошибка в 10 градусов при оценке доплеровского угла относительно потока приводит к ошибке скорости менее 10%. На практике угол инсонирования при кардиохирургических вмешательствах принимается равным 0 градусам, и «коррекция угла” не выполняется.

Допплеровские сигналы от поверхностных кровеносных сосудов (например, сонных артерий), как правило, не следует получать под углами, превышающими 60 градусов, из-за повышенной вероятности ошибки, когда угол допплерографии приближается к 90 градусам. Независимо от угла, при использовании сосудов следует соблюдать осторожность, чтобы измерить угол кровотока как можно точнее.

Рассеяние из крови

При допплеровских измерениях кровотока красные кровяные тельца (эритроциты) действуют как рэлеевские рассеиватели. RBC имеет диаметр 7 мкм (намного меньше длины звуковой волны, обычно 0,2–0,5 мм) и, таким образом, удовлетворяет условию рэлеевского рассеяния. Рэлеевское рассеяние демонстрирует очень сильную частотную зависимость (пропорциональную четвертой степени частоты). Следовательно, интенсивность рассеянной ультразвуковой энергии резко возрастает с увеличением передаваемой частоты.

Интенсивность рассеянного звука также зависит от количества эритроцитов и, следовательно, от количества крови в объеме образца. Поскольку рассеяние крови невелико по сравнению с эхо-сигналами, создаваемыми мягкими тканями, на изображении В режиме B заполненные кровью сосуды выглядят без эха. Для усиления рассеяния и, следовательно, повышения чувствительности к слабым эхо-сигналам, генерируемым клетками крови, часто предпочтителен высокочастотный преобразователь. Однако на более высоких частотах скорость ослабления звукового луча промежуточными тканями становится больше. Следовательно, как и при визуализации в режиме B, два противоположных частотно-зависимых эффекта (в случае доплерографии, проникновение и интенсивность рассеянного эха) должны быть сбалансированы путем согласования частоты передачи преобразователя с глубиной исследуемой области.

Доплеровские преобразователи обычно работают в диапазоне частот 2-10 МГц, поскольку на систему накладываются другие ограничения: один преобразователь с двумя функциями визуализации и доплеровского анализа, желаемый диапазон частот для частоты доплеровского сдвига и проблема сглаживания (обсуждается позже в этой главе). Высокие частоты передачи, обычно 5-7 МГц, используются для допплерографии периферических сосудов, в то время как исследования глубоко расположенных сосудов выполняются на частотах, близких к 2 МГц. Чаще всего передаваемая доплеровская частота несколько ниже номинальной частоты изображения преобразователя. Например, датчик, обозначенный как “5 МГц», относится конкретно к частоте изображения В режиме B. Передаваемая частота звука, используемая для доплеровской оценки в том же преобразователе, вероятно, будет находиться в диапазоне 2-3 МГц. Некоторые ультразвуковые приборы отображают фактическую передаваемую частоту, используемую для доплерографии, в то время как другие отображают только дескрипторы, такие как “разрешение / проникновение”, находясь в режиме доплерографии.

Доплеровский дисплей

Доплеровские устройства предназначены для извлечения частот доплеровского сдвига из принимаемых сигналов. Частота доплеровского сдвига находится в слышимом диапазоне (обычно от 200 до 15 000 Гц). Поэтому в качестве устройств вывода данных в дополнение к любому другому типу доступных дисплеев используются громкоговорители. Почти все коммерчески доступные системы обеспечивают звуковое отображение доплеровского сигнала, поскольку человеческое ухо чрезвычайно чувствительно к доплеровским сигналам. Для визуального отображения предпочтительным форматом является преобразование измеренной частоты доплеровского сдвига в скорость, которая не зависит от параметров прибора. Доплеровские дисплеи, использующие частоту, выраженную в килогерцах, без информации о скорости, трудно сопоставимы, когда несколько исследований выполняются разными сонографистами на разных инструментах.

НЕПРЕРЫВНОВОЛНОВАЯ ДОППЛЕРОГРАФИЯ

Непрерывноволновый (CW) доплеровский преобразователь содержит два пьезоэлектрических элемента: один для непрерывной передачи звуковых волн постоянной частоты, а другой для непрерывного приема эхо-сигналов (рисунок 5-5). Одноэлементный преобразователь не может отправлять и принимать данные одновременно. Поскольку передаваемая звуковая волна не является импульсной, широкополосные преобразователи непрактичны или даже не подходят (широкий частотный диапазон приводит к многократным доплеровским сдвигам для отражателя, движущегося с постоянной скоростью).

РИСУНОК 5-5. Непрерывноволновый доплеровский преобразователь. Зонд карандашного типа состоит из двух пьезоэлектрических кристаллов: один передает непрерывно, другой принимает непрерывно.

Объем выборки ограничен передаваемым ультразвуковым полем (зависит от частоты и фокальных свойств звукового луча) и геометрического расположения элементов. Для обнаружения движущегося отражателя, расположенного вдоль пути проходящего луча, результирующее эхо-излучение должно попадать на принимающий кристалл. Чувствительный объем, или зона чувствительности, определяется пересечением поля передаваемого ультразвука и зоны приема. По сути, каждый двухэлементный преобразователь фокусируется на определенной глубине (рисунок 5-6). Два элемента слегка наклонены, чтобы обеспечить перекрытие их соответствующих полей зрения (передачи и приема). Многоэлементный матричный преобразователь создает аналогичную зону чувствительности в непрерывном доплеровском режиме, выделяя одну группу элементов в качестве передатчика, а другую группу — в качестве приемника (рисунок 5-7).

РИСУНОК 5-6. Зона чувствительности непрерывного доплеровского преобразователя.

РИСУНОК 5-7. Многоэлементный матричный преобразователь, работающий в непрерывном доплеровском режиме. Одна группа элементов (черная) предназначена для передачи, а другая группа (серая) — для приема. Создается зона чувствительности, в которой волновые паттерны накладываются друг на друга.

В зависимости от клинического применения сонографист выбирает непрерывный преобразователь с соответствующей рабочей частотой и чувствительной областью. В многоэлементном матричном преобразователе рабочая частота и глубина зоны чувствительности в непрерывном доплеровском режиме могут регулироваться в зависимости от прибора.

Доплеровское измерение

Проходящая звуковая волна взаимодействует с различными отражателями, некоторые из которых неподвижны, а другие движутся. Часть интенсивности падающего звука отражается на каждой границе раздела. Если отражатель неподвижен, частота отраженной звуковой волны совпадает с частотой передаваемой, и, следовательно, никаких изменений частоты не наблюдается. Движущийся интерфейс приводит к смещению частоты эхо-сигнала вверх или вниз в зависимости от того, происходит движение к источнику звука или от него.

Измерение частоты доплеровского сдвига основано на принципе интерференции волн. Эффект Доплера приводит к тому, что отраженная волна, полученная от движущейся поверхности раздела, немного отличается по частоте от исходной переданной волны. Когда волны с разными частотами алгебраически складываются вместе, они дают медленно колеблющуюся широкую картину пиков и впадин, называемую частотой биений (рисунок 5-8). Частота биений равна разнице в частоте между двумя волнами (переданной и принятой) и, таким образом, соответствует частоте доплеровского сдвига.

РИСУНОК 5-8. Доплеровская обработка сигнала. (A) Непрерывный опорный передаваемый сигнал постоянной частоты (25 циклов). (B) Непрерывный эхо-индуцированный сигнал постоянной частоты (20 циклов). (C) Сложение переданных и принятых сигналов в A и B формирует сигнал сложной формы. Частота биений в пять циклов составляет внешнюю огибающую (пунктирную линию) этого сложного сигнала.

Рисунок 5-9 иллюстрирует шаги, необходимые для генерации доплеровского сигнала. Генератор регулирует работу передатчика так, чтобы он излучал непрерывную звуковую волну одной частоты. Переменное давление на приемный элемент с помощью возвращающегося эхо-сигнала преобразуется в радиочастотный сигнал. Усилитель увеличивает уровень сигнала, вызванного эхо-сигналом. Опорный сигнал от генератора, который имитирует передаваемую волну, затем объединяется с принятым сигналом на демодуляторе, генерируя сложную результирующую волну посредством волновой интерференции. Затем полученная волна обрабатывается для удаления быстро колеблющихся составляющих; однако медленно изменяющаяся огибающая, соответствующая частоте биений (пунктирная линия на рисунке 5-8С), сохраняется. Выделение частоты биения приводит к получению доплеровского сигнала, частота которого равна частоте доплеровского сдвига.

РИСУНОК 5-9. Схема, показывающая компоненты устройства непрерывной доплерографии.

Сложный доплеровский сигнал

Обработка сигнала, проиллюстрированная на рисунке 5-8, дала частоту одного биения, которая обозначала отражатели, движущиеся с одной постоянной скоростью. При ультразвуковом допплеровском исследовании кровотока эритроциты в сосуде имеют диапазон скоростей, которые изменяются на протяжении сердечного цикла, и, следовательно, будет присутствовать диапазон частот допплеровского сдвига. Скорость каждого движущегося отражателя соответствует характерной частоте биений при обнаружении и обработке эхо-сигнала. Множество частот биений, представляющих все обнаруженное движение в объеме выборки, составляют доплеровский сигнал. Затем путем суммирования всех частот доплеровского сдвига, присутствующих после демодуляции, формируется комплексный доплеровский сигнал.

Обработка сигналов

Сложный доплеровский сигнал усиливается, фильтруется для удаления нежелательных низкочастотных составляющих, вызванных медленно движущимися структурами, такими как стенки сосудов, а затем направляется на громкоговоритель для звукового “отображения”. Высота звука на выходе соответствует сдвигу частоты между передаваемой и принятой звуковыми волнами и указывает на скорость потока внутри сосуда. По мере увеличения скорости потока слышится более высокая высота звука. Типичный звуковой доплеровский дисплей артерии демонстрирует ритмичный подъем и спад слышимой частоты из-за ускорения и замедления кровотока в систолу и диастолу.

Большие, медленно движущиеся зеркальные отражатели в теле (например, стенки сосудов или клапаны сердца) генерируют сильное эхо-излучение с относительно низкими частотами доплеровского сдвига. Эти низкие частоты создают отвлекающий звук удара, часто называемый “стуком по стене”. Фильтрация удаляет эти низкие частоты, которые обычно не представляют особого интереса и могут маскировать другие сигналы. Устройство управления оператора, настенный фильтр, отклоняет все частоты ниже порогового значения, известного как частота среза (рисунок 5-10).

РИСУНОК 5-10. Управление настенным фильтром.

Частота среза обычно устанавливается по умолчанию для устранения частот доплеровского сдвига ниже 100 Гц. В зависимости от производителя и модели, частота среза может регулироваться до значений от 40 Гц до 1000 Гц (1 кГц). Большинство приборов автоматически устанавливают пороговое значение в зависимости от типа исследования, выбранного в меню предустановок. Поскольку регулятор настенного фильтра удаляет все частоты ниже предельного значения, необходимо соблюдать осторожность, чтобы на дисплее не отображался медленно движущийся поток. Таким образом, настенный фильтр следует установить на минимально возможное значение, чтобы устранить стук в стенке, не устраняя при этом никаких важных компонентов допплеровского сигнала, связанных с кровотоком. Это особенно верно для медленного венозного кровотока, а также для небольшого изменения направления кровотока, которое происходит при нормальной трехфазной форме артериального сигнала (обсуждается в следующей главе).

Клинические аспекты

CW-допплер обладает высокой чувствительностью для обнаружения медленного потока с низкими частотами доплеровского сдвига и, кроме того, может различать небольшие различия в скорости потока (Рисунок 5-11). Длительное время отбора проб методом непрерывного допплерометрии позволяет этому методу определять небольшие изменения частоты, соответствующие медленному потоку. С другой стороны, высокоскоростной поток измеряется точно без ограничений в диапазоне скоростей. Однако большие объемы кровотока, такие как те, которые наблюдаются в левом желудочке, не могут быть точно оценены с помощью CW-допплерографии, поскольку точная информация о глубине невозможна. Наблюдаемый доплеровский сигнал может быть чрезвычайно сложным, поскольку отображается сумма доплеровских сдвигов, генерируемых всеми движущимися поверхностями раздела в пределах чувствительного объема. Если объем выборки включает несколько сосудов, наложение результирующих доплеровских сдвигов становится особенно проблематичным. Таким образом, CW-допплерография ограничена теми клиническими применениями, в которых объем чувствительности может быть связан с одним сосудом, таким как плечевая или бедренная артерия. Непрерывная допплерография обычно используется для оценки структуры кровотока в клапанах сердца. В этом случае, несмотря на большую площадь выборки, при которой допплерография регистрирует кровоток из других отделов предсердий и желудочков, легко распознается схема кровотока из аортального и митрального клапанов. В сочетании с тем фактом, что непрерывная допплерография практически не ограничивает скорость, которую можно измерить, этот метод идеально подходит для оценки стеноза клапанов, таких как аортальный клапан. (При стенозе аорты часто наблюдаются скорости в диапазоне 500-600 см/ с, которые невозможно точно определить с помощью импульсно-волновой допплерометрии (PW).)

РИСУНОК 5-11. Чувствительность непрерывноволнового допплерографа к медленному потоку. Сигнал, вызванный эхом от медленно движущегося отражателя (пунктирная линия), требует нескольких циклов, чтобы отличить его от эталонного передаваемого сигнала (сплошная линия).

ИМПУЛЬСНО-ВОЛНОВАЯ ДОППЛЕРОГРАФИЯ

PW Doppler предоставляет количественную информацию о глубине движущихся отражателей. Глубина формирования эхо-сигнала определяется с помощью принципа определения дальности эхо-диапазона аналогично изображению в режиме B. Датчик подвергается электрической стимуляции для получения короткого импульса ультразвука, а затем отключается для прослушивания эхо-сигналов, прежде чем будет сгенерирована другая импульсная волна. Из-за требования назначать глубину существует физическое ограничение на количество доплеровских импульсов, которые могут быть переданы за заданный промежуток времени. Кроме того, определение частоты доплеровского сдвига требует большей длительности импульса, чем при визуализации В режиме B. Необходимость увеличения длительности импульса обусловлена желанием обнаружить принимаемые частоты, связанные с медленным потоком, которые почти совпадают с частотой передачи. Представьте, что длительность импульса была ограничена тремя циклами, как при обычном приеме В режиме B (рисунок 5-12). Конечно, способность различать небольшие изменения по сравнению с передаваемой частотой становится более сложной по мере сокращения длительности импульса.

РИСУНОК 5-12. Передача импульсных волн в течение нескольких циклов не позволяет обнаружить низкоскоростной отражатель. Эталонный передаваемый сигнал (сплошная линия) и сигнал, вызванный эхом (пунктирная линия), практически идентичны.

Принятые сигналы имеют электронное стробирование для обработки, поэтому в доплеровский сигнал вносят вклад только те эхо-сигналы, которые обнаруживаются через узкий интервал времени после передачи, соответствующий определенной глубине. Время задержки перед включением вентиля определяет глубину объема образца; время, в течение которого вентиль активирован, определяет осевую длину объема образца (рисунок 5-13). Параметры затвора выбираются оператором; таким образом, можно регулировать осевой размер чувствительного объема и глубину введения образца. Осевая длина образца может составлять всего 1 мм. Остальные размеры объема выборки определяются шириной луча в направлении в плоскости и по высоте. Рисунок 5-14 иллюстрирует обозначение области отбора проб вдоль линии доплеровского сканирования на изображении В режиме B. Частота преобразователя и характеристики фокусировки влияют на размеры ультразвукового поля.

РИСУНОК 5-13. В импульсно-волновом допплере временная шкала определяет глубину и осевую длину объема выборки.

РИСУНОК 5-14. Область отбора проб для импульсно-волновой допплерографии определяется оператором. Пунктирной линией указано направление отбора проб, а параллельные горизонтальные линии обозначают аксиальную протяженность чувствительной области.

Для обнаружения движения необходимо накапливать множественные эхо-сигналы от движущегося отражателя, разделенные во времени. Для достижения этой цели передаваемые импульсы многократно направляются вдоль одной и той же линии сканирования для опроса объема выборки. Предположим, фотограф сделал один-единственный снимок с остановкой (с чрезвычайно коротким временем выдержки) автомобиля, движущегося на запад со скоростью 60 миль в час. Если бы вам показали эту фотографию, вы не смогли бы определить, двигался автомобиль или нет. И, конечно, направление движения и скорость были бы неразличимы. Однако, если за определенный период времени была получена серия снимков с остановкой, а затем быстро показана одна за другой, движение автомобиля было бы четко изображено, и скорость можно было бы вычислить, если бы была известна частота отбора проб.

В PW Doppler базовая конструкция CW модифицирована для настройки дальности действия и сбора последовательно обработанных эхо-сигналов для анализа. Точное время регистрации имеет решающее значение для правильного определения глубины доплеровских сигналов. Стробирование основано на времени, прошедшем после каждого переданного импульса, а время между последовательными эхо-сигналами от отражателя устанавливается периодом следования импульсов (PRP). PRP — это временной интервал от начала одного передающего импульса до начала следующего передающего импульса. Один элемент управления ограничивает опрос одной глубиной вдоль линии сканирования. Направление отбора проб указывается на дисплее доплеровским курсором. Эхо-сигналы, формирующиеся вдоль линии доплеровского сканирования, но за пределами объема отбора проб, отклоняются. Только те эхо-сигналы, которые генерируются внутри исследуемого объема, вносят свой вклад в доплеровское отображение.

Для отражателей, движущихся с равномерной и постоянной скоростью в пределах объема выборки, с течением времени регистрируется серия эхо-сигналов от последовательно передаваемых импульсов. Эхо-сигнал от каждого переданного импульса, зависящий от глубины, при обработке выдает одно мгновенное значение доплеровского сигнала (частоту биений). Измеренные значения, полученные на основе нескольких переданных импульсов, объединяются для формирования изменяющегося во времени контура частоты доплеровского сдвига (Рисунок 5-15). По сути, частота передаваемых импульсов (частота следования доплеровских импульсов или PRF) показывает, как часто отбирается доплеровский сигнал. Обычно последовательность из 64-128 импульсов передается вдоль линии визирования для опроса потока в объеме образца. Общее время наблюдения обычно составляет 10 мс или меньше.

РИСУНОК 5-15. Импульсно-волновая доплеровская обработка сигнала. Серия передаваемых импульсов направляется вдоль доплеровской линии визирования. (A и B) Для каждого передаваемого импульса сигнал, вызванный эхом от движущихся отражателей в пределах объема выборки, объединяется с опорным сигналом для получения суммарного сигнала. Суммарный сигнал от последовательных передаваемых импульсов изменяется из-за движения отражателя. Обратите внимание на изменение положения эритроцитов между передаваемыми импульсами в (A) и (B). (C) Суммарные сигналы от множества переданных импульсов, размещенные на оси времени, составляют частоту биений. Первые две точки выборки из A и B показаны сплошными линиями. Последующие измерения обозначены пунктирными линиями. Соединение всех точек данных позволяет получить прогнозируемую частоту биений.

При PW-допплерографии частота биений определена не так четко, как при CW-допплерографии, поскольку импульсные эхо-сигналы эквивалентны выборке доплеровского сигнала с дискретными интервалами. Колебательный паттерн может быть более точно определен, если отбор проб производится повторно с короткими интервалами. Для этого требуется высокая доплеровская PRF.

Кровь течет с различными скоростями в объеме образца и приводит к многократному доплеровскому сдвигу частот. Они объединяются посредством интерференции для получения сложного доплеровского сигнала, который представляет все скорости потока, присутствующие в исследуемом объеме. К счастью, были разработаны методы для выделения отдельных компонентов скорости и последующего отображения этой информации в удобном для понимания формате.

Предел определения скорости

PW-доплер имеет ограничение относительно максимальной частоты биений, которую можно точно определить. Эта верхняя частотная граница называется пределом Найквиста, который обусловлен дискретной (прерывистой) выборкой. Максимальная частота доплеровского сдвига равна половине частоты дискретизации, задаваемой доплеровским PRF. Прерывистая выборка создает очень важное препятствие при PW-доплерографии. Для точного измерения быстро движущегося отражателя, создающего высокую частоту доплеровского сдвига, необходима высокая частота дискретизации; однако высокая PRF ограничивает глубину, которая может быть исследована, поскольку требуется определенное время для приема эхо-сигналов, возникающих с этой глубины, до следующего переданного импульса. Таким образом, по мере увеличения глубины до сосуда или сооружения требуется больше времени между передающими импульсами, а максимальная частота доплеровского сдвига, которую можно измерить, становится ниже. Проблема становится более сложной, поскольку частота доплеровского сдвига также пропорциональна передаваемой частоте. Наиболее проблемная ситуация для PW-допплерографии возникает для глубоко залегающих структур с высокоскоростным потоком, в которых доплеровский угол к потоку близок к 0 градусам. Такое сочетание факторов часто возникает при допплерометрии клапанов сердца, особенно при таких заболеваниях, как стеноз аорты, при котором скорости могут быть очень высокими.

Таблица 5-1 иллюстрирует влияние исследуемой глубины и частоты передачи на предел максимальной скорости при неизменном угле к потоку. По мере увеличения исследуемой глубины максимальная скорость отражения, которую можно измерить, уменьшается. Важно отметить, что низкочастотный преобразователь позволяет обнаруживать более высокие скорости. Больший угол Доплера расширяет предел максимальной скорости. На глубине 10 см при частоте передачи 5 МГц максимальный предел скорости увеличивается с 84 до 119 см/с при изменении угла доплерографии с 45 до 60 градусов. Это ограничение скорости возникает из-за того, что движение отражателя регистрируется с дискретными интервалами, а не непрерывно, как при непрерывном ультразвуковом допплерографировании. В отличие от PW-допплерографии, CW-допплерография не имеет ограничения максимальной скорости. (Поскольку непрерывный преобразователь осуществляет непрерывную передачу, практически отсутствует «частота следования импульсов” и, следовательно, нет предела Найквиста).

ТАБЛИЦА 5-1 • Ограничение максимальной скорости при импульсно-волновом допплерографе с различными частотами передачи

Ниже приведен реальный пример, иллюстрирующий практическое применение предела максимальной скорости при доплеровском исследовании. Максимальная PRF для глубины 10 см составляет приблизительно 7700 импульсов в секунду. При использовании преобразователя 3,5 МГц с доплеровским углом 30 градусов максимальная частота доплеровского сдвига, которую можно точно измерить, составляет 3850 Гц или скорость 98 см/с. Если бы частоту передачи снизили до 2 МГц, максимальная обнаруживаемая скорость увеличилась бы до 171 см / с. Изменение исследуемой глубины до 15 см при сохранении частоты датчика на уровне 3,5 МГц снижает обнаруживаемую максимальную скорость до 65 см / с. К счастью, эти условия таковы, что физиологические значения нормальной скорости кровотока (за исключением сердца) обычно находятся в пределах диапазона, определяемого единицами PW допплерографии.

Наложение псевдонимов

Для однозначного определения частоты доплеровского сдвига за цикл биений требуется как минимум два измерения. Именно по этой причине предел Найквиста (верхний предел для определения частоты доплеровского сдвига) равен половине доплеровской PRF. Поскольку в PW-доплеровской диагностике частота биений дискретизируется с перерывами, доступны ограниченные данные для расчета доплеровского сдвига (каждый передаваемый импульс в конечном итоге вносит один пункт в форму волны частоты доплеровского сдвига). Если доплеровской PRF недостаточно для генерации по крайней мере двух точек за цикл частоты доплеровского сдвига, частоты доплеровского сдвига выше предела Найквиста будут неверно истолкованы как более низкие, чем их фактическое значение (рисунок 5-16). Эта ошибка в измерении частоты доплеровского сдвига, вызванная низкой частотой дискретизации, называется сглаживанием.

РИСУНОК 5-16. Периодическая выборка частоты биений (сплошная линия). (A) Многократные измерения за цикл позволяют точно оценить частоту биений. (B) Всего два измерения за цикл также обеспечивают точную интерпретацию частоты биений. (C) Если частота дискретизации меньше двух раз за цикл, то истинная частота биений (сплошная линия) ошибочно интерпретируется как более низкая частота (пунктирная линия).

Представьте, что гоночный автомобиль движется по овальной гоночной трассе с постоянной скоростью. Серия фотографий, расположенных с близким интервалом во времени, точно передаст движение автомобиля по трассе. Действительно, если на каждом круге делается по крайней мере две фотографии, интерпретация движения будет правильной. Теперь предположим, что автомобиль разгоняется до более высокой скорости, в то время как частота снимков остается неизменной. При такой высокой скорости на каждый круг автомобиля может быть сделано 1,5 фотографии (по три фотографии через каждые два круга). Теперь на этой серии фотографий будет видно, как автомобиль движется по трассе задним ходом с меньшей скоростью, чем фактическая. Таким образом, существует минимальная частота дискретизации (2 фотографии на круг), которая точно отображает движение автомобиля по трассе, аналогично минимальной частоте дискретизации, или PRF, в приложениях для доплерографии.

Поскольку информация о скорости почти всегда отображается в единицах измерения скорости, в отличие от единиц измерения частоты, предел Найквиста обычно указывается в скорости. Предел Найквиста может отображаться отдельно от шкалы скоростей; однако для сонографиста важно знать, что предел Найквиста равен максимальной скорости, указанной на шкале. Для предела Найквиста отображается как положительное, так и отрицательное значение. Если базовая линия перемещается вверх или вниз от середины спектрального дисплея, максимальный предел скорости для прямого и обратного потока больше не совпадает (Рисунок 5-17).

РИСУНОК 5-17. Базовая линия смещена от центра. Максимальная скорость в прямом и обратном направлениях неодинакова (стрелки). Значения максимальной скорости + и – обозначены стрелками.

Если базовая линия перемещается полностью в верхнюю или нижнюю часть спектрального дисплея, предел Найквиста увеличивается до максимально возможного значения в одном направлении для данной частоты дискретизации. Однако любой поток, который присутствует в противоположном направлении, неизвестен (Рисунок 5-18).

РИСУНОК 5-18. Базовая линия перемещена в нижнюю часть дисплея. Измерения скорости ограничены только одним направлением, но максимальная скорость в прямом направлении, которая может отображаться без сглаживания, увеличена.

ДУПЛЕКСНЫЕ СКАНЕРЫ

Дуплексные доплеровские установки сочетают в себе CW или PW доплеровскую детекцию с визуализацией в реальном времени. Изображение в режиме B отображает неподвижные отражатели (например, бляшки внутри сосуда и другие анатомические структуры), тогда как доплеровский режим предоставляет информацию о потоке в обозначенной области. Отображение анатомических структур, таких как стенки сосудов, помогает в выборе направления отбора пробы как для CW, так и для PW допплерографии, а также в определении объема пробы для PW допплерографии. Курсоры, показывающие эти местоположения, накладываются на изображение в реальном времени (рисунок 5-14). Угол допплерографии по отношению к кровотоку можно определить по анатомическим особенностям, визуализированным на изображении в режиме B, и затем сонографист должен отрегулировать маркер “правильного угла” так, чтобы он был параллелен предполагаемому направлению кровотока. Чаще всего это достигается внутри сосуда путем выравнивания указателя с правильным углом наклона таким образом, чтобы он был параллелен стенкам сосуда. Оценка угла наклона к потоку в этом случае предполагает, что поток параллелен стенке сосуда (рисунок 5-19).

РИСУНОК 5-19. Угол наклона к маркеру расхода. (A) Правильный угол регулировки расхода. (B) Неправильный угол наклона потока с результирующими ошибками в отображаемых скоростях.

Хотя эти предположения могут быть не совсем правильными, вносимые ошибки, как правило, невелики, так что получаются разумные оценки скорости. Визуализация физического размера и формы бляшки с помощью сканирования в режиме реального времени помогает в диагностике сосудистых заболеваний.

Дуплексный сканер должен выполнять функции визуализации и доплерографии практически одновременно. Поскольку оптимальные конструктивные требования для каждой из этих функций неодинаковы, были разработаны различные конфигурации преобразователей для наилучшего сочетания характеристик визуализации и доплерографии для выбранного клинического применения. Современные многоэлементные матричные преобразователи позволяют направлять луч в указанном оператором направлении доплеровского отбора проб. В “одновременном” дуплексном режиме получение изображения в реальном времени прерывается на время сбора информации о потоке, обычно в течение нескольких миллисекунд. Ультразвуковой луч должен многократно направляться вдоль одной линии визирования в доплеровском режиме. Для определения частоты биений необходима серия эхо-сигналов от одного и того же отражателя, возникающих в результате многократного прохождения импульсов. Электронное чередование доплеровских импульсов между импульсами визуализации при дуплексном сканировании позволяет получать изображения в режиме реального времени, хотя и с уменьшенной частотой кадров. В дополнение к снижению частоты кадров в режиме B в реальном времени (ухудшению временного разрешения), одновременный режим также снижает доступную доплеровскую PRF, тем самым создавая более низкий предел Найквиста для доплеровского отображения. Доплеровским импульсам должно быть предоставлено достаточное время для прохождения к отражателю и обратно, но, кроме того, между доплеровскими импульсами должно быть выделено дополнительное время для ввода импульса В-режима. По этой причине мы рекомендуем сонографисту использовать ”одновременный» режим только для первоначального размещения образца, а затем замораживать изображение в режиме B в реальном времени во время активного доплеровского получения.

При дуплексном сканировании информация о потоке собирается для области с очень ограниченным доступом и отображается в режиме реального времени. Одним из основных недостатков спектральной доплерографии PW при оценке потока на большой площади является то, что глобальную картину потока необходимо определять путем отбора проб из нескольких небольших областей, расположенных одна за другой по всему полю обзора. Это очень утомительно, и изолированные нарушения кровотока, такие как небольшие, но значительные стенотические или регургитирующие струи, могут остаться незамеченными или быть недооценены.

Сравнение режимов непрерывной и PW-допплерографии показано в таблице 5-2. Характеристики PW-дуплексного сканирования представлены в таблице 5-3.

ТАБЛИЦА 5-2 • Сравнение доплеровских приборов

ТАБЛИЦА 5-3 • Дуплексное сканирование

СПЕКТРАЛЬНЫЙ АНАЛИЗ

Если артерию исследовать в поперечном сечении, то будет видно, что эритроциты на разном расстоянии от центра движутся с разной скоростью. Те, которые расположены ближе всего к стенкам сосуда, текут медленнее, чем те, которые расположены ближе к центру просвета. В прямой трубке приблизительно одинакового диаметра наибольшая скорость потока наблюдается в центре сосуда. Объем выборки, включающий большую часть просвета сосуда, приводит к получению доплеровского сигнала, который представляет собой комбинацию многих частот доплеровского сдвига. Таким образом, доплеровский сигнал представляет собой комплексное представление всех скоростей, присутствующих в исследуемой области.

Спектральный анализ — это процесс, с помощью которого сложный доплеровский сигнал разбивается на отдельные частотные составляющие. Также определяется относительная важность каждой частоты доплеровского сдвига в доплеровском спектре. Этот процесс можно сравнить с прослушиванием симфонического оркестра с возможностью идентифицировать ноты и номер каждого инструмента, которые исполняются в любой данный момент времени. В этой аналогии многократное “сэмплирование” музыки с течением времени приведет к различным комбинациям частот, а также типу и количеству инструментов, поскольку эти факторы меняются по мере воспроизведения музыки. Математический алгоритм, используемый для выполнения этого сложного набора вычислений, называется быстрым преобразованием Фурье, часто сокращенно БПФ. Анализ Фурье разделяет сложную форму сигнала на серию одночастотных синусоидальных волн. При алгебраическом объединении эти одночастотные компоненты дают исходную сложную доплеровскую форму сигнала.

Рисунок 5-20 представляет собой изображение просвета сосуда в поперечном сечении. В областях 1, 2 и 3 эритроциты движутся по сосуду с разной скоростью. Эритроциты в области 3 движутся с наибольшей скоростью, поскольку они находятся в центре просвета сосуда. Клетки крови в области 1 движутся медленнее всего, поскольку они ближе всего к стенкам сосуда. Для простоты предположим, что через каждую область проходит равное количество клеток и поток непрерывен (постоянная скорость). Если объем доплеровской пробы сделать очень маленьким, чтобы каждая из этих областей зондировалась индивидуально, то для каждой области получается характерная частота доплеровского сдвига (рисунок 5-21). Частота допплеровского сдвига самая высокая для области 3, поскольку клетки крови в этой области движутся с наибольшей скоростью. Поскольку в каждой области присутствует одинаковое количество эритроцитов, и каждая область отбирается независимо, амплитуды (сильные стороны) трех частот доплеровского сдвига одинаковы. Таким образом, спектральный анализ по всему сосуду показывает, что высоты отдельных сигналов идентичны.

РИСУНОК 5-20. Вид поперечного сечения трех областей кровотока в просвете сосуда. Области 1, 2 и 3 равны по размеру.

РИСУНОК 5-21. Частоты доплеровского сдвига для областей 1, 2 и 3 на рисунке 5-20. Частота доплеровского сдвига является самой высокой в области 3, где поток самый быстрый, и самой низкой в области 1, где поток самый медленный.

При использовании более длинного осевого затвора ультразвуковым лучом одновременно отбираются образцы во всех трех областях. Вместо трех отдельных сигналов, каждый со своей отдельной частотой, как в предыдущем примере, получается комплексный доплеровский сигнал, как показано на рисунке 5-22. Комплексный доплеровский сигнал содержит все частотные составляющие, распределенные по сосуду (в этом примере представлены только три отдельные формы сигнала на рисунке 5-21). Затем доплеровский сигнал упрощается с помощью БПФ, чтобы связать группы эритроцитов с соответствующими частотами доплеровского сдвига (что соответствует различным скоростям потока). После ввода оператором направления потока (определения доплеровского угла) информация о скорости потока может отображаться в режиме реального времени. Спектральный анализ включает все индивидуальные скорости, присутствующие в данный момент времени. Поскольку также определяется относительная важность каждой скорости и, следовательно, количество кровяных клеток, циркулирующих с каждой скоростью, достигается полное представление о кровотоке в определенном месте вдоль данного сосуда или внутри сердца.

РИСУНОК 5-22. Сумма частот доплеровского сдвига на рисунке 5-21 формирует комплексный доплеровский сигнал.

Спектр мощности отображает величину каждой отдельной частотной составляющей, построенной по отношению к частоте. Спектр мощности является чрезвычайно полезным методом анализа, поскольку желаемая информация о потоке, распределении частот доплеровского сдвига и относительной важности каждого из них отображается напрямую. Величина определяется амплитудой соответствующего сигнала, соответствующего определенной частоте, и представляет собой относительный вклад каждой частоты в доплеровский сигнал (т. Е. Количество эритроцитов, движущихся со скоростью, заданной сдвигом частоты). На рисунке 5-23 частотные составляющие показаны в виде трех линий, соответствующих трем группам скоростей. Высота для каждой наблюдаемой частоты одинакова, поскольку первоначальное предположение состояло в том, что через каждую область проходит одинаковое количество эритроцитов.

РИСУНОК 5-23. Спектр мощности. Каждая скорость потока, присутствующая в комплексном доплеровском сигнале на рисунке 5-22, изображена линией. Три линии, соответствующие различным областям потока, имеют одинаковую высоту (одинаковый уровень сигнала).

Предположим, например, что количество эритроцитов, проходящих через область 1, удваивается. Амплитуда частоты биений, соответствующая этой области, также удваивается и приводит к измененному комплексному доплеровскому сигналу. Частота доплеровского сдвига для области 1 остается прежней, поскольку скорость эритроцитов не изменилась. Спектральный анализ, представленный спектром мощности на рисунке 5-24, показывает возросшую важность самой низкой частоты за счет увеличения высоты пика, соответствующего этой частоте. Этот тип отображения сложного доплеровского сигнала позволяет УЗИ-оператору легко определить это увеличение объема потока через область 1.

РИСУНОК 5-24. Спектр мощности комплексного доплеровского сигнала, когда количество эритроцитов в области 1 удваивается по сравнению с таковыми в областях 2 и 3. Скорость кровотока в каждой группе остается неизменной.

Теперь рассмотрим спектр мощности на рисунке 5-25А, в котором высокоскоростная группа эритроцитов производит вдвое больший сигнал, чем группа эритроцитов со средней скоростью, которая, в свою очередь, производит вдвое больший сигнал, чем группа эритроцитов с низкой скоростью. Эта информация преобразуется в точки различной яркости (различные оттенки серого) вдоль прямой линии, представляющей частотную ось (рисунок 5-25B). Обратите внимание, что в этой схеме кодирования сигнала точка высокой частоты ярче точки средней частоты, которая, в свою очередь, ярче точки низкой частоты. На спектральном дисплее большее “количество” клеток, движущихся с определенной скоростью, приводит к тому, что эта часть спектрального сигнала отображается более светлым оттенком серого.

РИСУНОК 5-25. (A) Спектр мощности, показывающий три дискретные группы скоростей, в которых важность сигнала возрастает от низкой частоты к высокой. (B) Интенсивность сигнала для каждой группы преобразуется в яркую точку. Яркость точки кодирует интенсивность сигнала.

Таким образом, спектральное отображение на экране состоит из трех компонентов: частоты доплеровского сдвига или шкалы скоростей (вертикальная ось), времени в секундах (горизонтальная ось) и величины каждого сигнала скорости, кодируемого уровнем яркости. В данный момент времени, когда был получен спектр мощности, каждая обнаруженная частота доплеровского сдвига или скорость представлена точкой, нанесенной на шкалу скоростей, с яркостью, назначенной на основе амплитуды сигнала. Поскольку выборка и анализ БПФ выполняются в режиме реального времени, повторная выборка доплеровского сигнала с небольшими интервалами в несколько миллисекунд создает изменяющуюся во времени доплеровскую спектральную форму волны (рисунок 5-26). Временная ось обычно отображается в виде прокрутки по экрану (рисунок 5-27).

РИСУНОК 5-26. (A) Спектры мощности, полученные в результате трех измерений, разделенных по времени. (B) Временная последовательность спектров мощности с яркостной модуляцией, показанная на рисунке A.

РИСУНОК 5-27. Получена доплеровская спектральная форма сигнала для сонной артерии. Объем образца располагался так, чтобы охватывать центральную часть сосуда.

ФОРМА СИГНАЛА С МАКСИМАЛЬНОЙ СКОРОСТЬЮ

В сосудах распределение скоростей не является постоянным, а скорее меняется со временем. Разница давлений в систолу и диастолу вызывает пульсирующий кровоток в артериях. Венозный кровоток цикличен и основан на изменении внутрибрюшного и интраторакального давления, связанного с дыханием. Пиковые скорости артериального кровотока обычно приходятся на пик систолы. Пиковая, или максимальная, частота доплеровского сдвига соответствует наиболее быстро перемещающимся эритроцитам в объеме образца на момент измерения. Пиковая частота (пиковая скорость) является важным показателем любой формы артериального допплеровского сигнала. Артериальный стеноз часто можно определить количественно путем измерения пиковой частоты / скорости, измеренной в определенном месте (ах) вдоль сосуда. Зависимость пиковой скорости от времени отображается путем соединения точек максимальной скорости, измеренных серией сегментов спектра мощности. Большинство доплеровских приборов имеют возможность производить это измерение автоматически, если узиграфист решит это сделать. Эта трассировка называется формой волны с максимальной скоростью (рисунок 5-28). Траекторию сигнала с максимальной скоростью также обычно называют огибающей спектрального сигнала. В дополнение к пиковой скорости, диапазон и распределение скоростей, присутствующих в образце, также являются важными показателями характера потока внутри сосуда.

РИСУНОК 5-28. Форма сигнала с максимальной скоростью.

УЗКАЯ СПЕКТРАЛЬНАЯ ФОРМА СИГНАЛА

При нормальном ламинарном течении в прямой артерии относительно однородного диаметра распределение скоростей обычно имеет довольно узкий диапазон в центре сосуда. То есть максимальная скорость не сильно отличается от минимальной во время измерения. Спектральный дисплей, показывающий величину доплеровского сигнала при каждой скорости, содержит тонкую яркую полосу, которая указывает на то, что большинство клеток крови движутся в одном направлении, с незначительной разницей в скорости. Этот тип схемы потока приводит к получению узкополосного спектра, и это иллюстрируется формой спектрального сигнала на рисунке 5-29. Поскольку распределение скоростей ограничено узким диапазоном, часто имеется область “под” формой волны, где присутствует очень мало ярких точек данных. Это так, потому что практически никакие клетки крови не движутся с такими меньшими скоростями. Это создает видимое “пустое пространство” под кривой формы сигнала, называемое спектральным окном, схематично показанным на рисунке 5-29A и наложенным на фактическую форму спектрального сигнала на рисунке 5-29B. Наличие или отсутствие спектрального окна является показателем характера кровотока в образце и может быть важным при клинической оценке.

РИСУНОК 5-29. (A) Диаграмма доплеровского спектрального сигнала. (B) Доплеровская спектральная форма сигнала, показывающая огибающую и окно.

ШИРОКАЯ СПЕКТРАЛЬНАЯ ФОРМА СИГНАЛА

В разделе выше были описаны схемы кровотока в гладкой прямой артерии. Для сосудов, которые изгибаются, раздваиваются или изменяют диаметр, изменяются схемы ламинарного кровотока. Наибольшие скорости в искривленном сосуде обычно достигаются вблизи внешней или выпуклой кривизны. В этой ситуации вихревые токи часто присутствуют в просвете и демонстрируют небольшие участки ретроградного течения. При исследовании изогнутого сосуда с помощью спектрального допплера PW в пределах исследуемого объема будет присутствовать широкий диапазон скоростей. Увеличенный диапазон составляющих скорости отображается на спектральном дисплее в виде “заполнения” спектрального окна дополнительными яркими точками данных, представляющими более низкие скорости (рисунок 5-30). В зависимости от местоположения исследуемого участка на дисплее могут присутствовать точки данных ниже базовой линии, указывающие на то, что некоторые клетки крови движутся в противоположном направлении.

РИСУНОК 5-30. Широкий доплеровский спектральный сигнал, показывающий потерю спектрального окна.

КОНТРОЛЬ СПЕКТРАЛЬНОЙ ДОПЛЕРОГРАФИИ PW

Управление оператором шкалой скоростей, базовой линией спектра, инвертированием спектра, настенным фильтром, скоростью развертки, мощностью, усилением и громкостью звука позволяют оптимально получать информацию о доплеровском потоке и затем отображать ее в простом формате. Эти методы контроля допплерографии PW обсуждаются отдельно в следующих разделах.

Шкала скоростей

Регулятор шкалы спектральных скоростей регулирует доплеровский PRF и часто упоминается как доплеровский PRF-контроль. Если оператор желает увеличить или уменьшить PRF доплерографии, это может быть достигнуто путем изменения шкалы скоростей (рисунок 5-31).

РИСУНОК 5-31. Контрольная шкала доплеровской скорости (обозначена PRF).

Спектральная форма волны PW отображается в виде прокрутки, где горизонтальная ось обозначает время в секундах, а вертикальная ось — измеренную скорость потока (см / с). Как описано ранее, амплитуда различных доплеровских частот (скоростей) определяется яркостью точек данных на трассировке. Спектральный дисплей обычно ориентирован таким образом, что поток к датчику отображается как положительный (выше базовой линии), а поток от датчика — как отрицательный (ниже базовой линии). Шкала скоростей должна быть оптимизирована таким образом, чтобы форма сигнала была достаточно большой, чтобы ее можно было легко оценить, оставаясь при этом в пределах шкалы скоростей без сглаживания (заполняет примерно 75% полной шкалы, как показано на рисунке 5-32).

РИСУНОК 5-32. Шкала спектральных скоростей, показывающая индикаторы + и – (обведены кружком), базовую линию, максимальную скорость и временную ось.

В PW spectral примером доплеровского сглаживания является “обтекание” от предела скорости в одном направлении до предела скорости в обратном направлении (рисунок 5-33). Увеличение шкалы скоростей может привести к удалению артефакта сглаживания. Сглаживание, наряду со стратегиями его уменьшения или устранения, обсуждается в главе 7.

РИСУНОК 5-33. (A) Наложение, при котором высокоскоростной поток искажается при более низких скоростях ниже базовой линии. (B) Увеличение шкалы скоростей устраняет артефакт сглаживания.

Базовая линия спектра

Контроль базовой линии спектра повышает и понижает базовую линию, или нулевую линию, на спектральном дисплее. В зависимости от типа исследования и / или предпочтений обследующего, базовая линия может располагаться точно посередине дисплея. Возможно измерение доплеровских частот / скоростей вплоть до предела Найквиста в обоих направлениях. Это часто предпочтительнее в кардиологических приложениях, поскольку события двунаправленного кровотока часто наблюдаются в пределах одной и той же области допплеровского отбора проб (рисунок 5-34).

РИСУНОК 5-34. Дуплексная допплерография сигналов оттока из аорты и левого желудочка. Базовая линия расположена в центре.

В сосудистых приложениях, где исследуется один сосуд, нет необходимости в равном распределении потока в обоих направлениях. Часто базовая линия располагается примерно на 1/4 пути вверх от нижней части спектрального дисплея. Это расширяет предел Найквиста в направлении, изображенном выше базовой линии, при этом по-прежнему оставляя некоторое “пространство” для небольших событий отрицательного потока. Этот метод также позволяет отображать увеличенное изображение формы волны (рисунок 5-32).

Спектральное инвертирование

Регулятор инвертирования спектра устанавливает направление потока, которое изображено выше или ниже базовой линии спектра (рисунок 5-35). В зависимости от типа исследования и / или предпочтений исследователя определенные типы сигналов могут преимущественно отображаться как “правосторонние”, независимо от фактического направления потока по отношению к датчику. Сосудистые приложения обычно руководствуются этим предпочтением. Обратите внимание на индикаторы (+) и (–) вдоль вертикальной оси на рисунке 5-32 спектрального дисплея. В других приложениях, таких как эхокардиография, базовая линия обычно располагается точно посередине дисплея, а формы сигналов отображаются в их “родном” направлении. То есть поток, отходящий от датчика, всегда отображается ниже базовой линии.

РИСУНОК 5-35. Управление инверсией спектра.

Настенный фильтр PW

Настенный фильтр PW выполняет ту же функцию, что и этот регулятор в CW Doppler. То есть все частоты ниже частоты среза (удар о стенку и поток с низкой скоростью) удаляются с дисплея. Рисунок 5-36 иллюстрирует отсечение отрицательной составляющей сигнала внешней сонной артерии путем выбора высокой частоты среза.

РИСУНОК 5-36. Потеря низкоскоростных компонентов при слишком высокой частоте среза. (A) Настройка настенного фильтра на 160 Гц. (B) Настройка настенного фильтра на 513 Гц.

Скорость развертки

Скорость развертки регулируется таким образом, чтобы отдельные элементы формы сигнала были распределены достаточно широко, чтобы можно было легко различить форму. Обычно требуется скорость развертки не менее 50 мм / с. Однако при оценке реакции кровотока на внешние воздействия, такие как компрессия конечности или маневр Вальсальвы во время исследования вен конечностей, может быть предпочтена более низкая скорость сканирования, например 25-35 мм/с (рисунок 5-37).

РИСУНОК 5-37. Дуплексное изображение кровотока в яремной вене с помощью маневра Вальсальвы.

Выходная мощность доплерографии

Выходная мощность доплерографии устанавливается на значение по умолчанию в зависимости от выбранной предустановки приложения. Однако большинство устройств содержат регулятор мощности, позволяющий сонографисту регулировать уровень мощности (рисунок 5-38). Часто доплеровскую выходную мощность можно значительно снизить и получить удовлетворительные результаты за счет увеличения доплеровского усиления. Регуляторы доплеровского усиления и доплеровской выходной мощности взаимозависимы. Следовательно, снижение выходной мощности должно быть компенсировано увеличением общего коэффициента усиления. Управление функцией выходной мощности может находиться на нескольких уровнях в меню. Например, требуется выбор программной клавиши “подробнее“ или ”страница-2″. В некоторых системах используется переключатель доплеровского усиления / доплеровской мощности. Во многих системах регуляторы усиления и выходной мощности имеют общую маркировку и функционируют для любого режима, который в данный момент активен в системе. Регулятор выходной мощности как в доплеровском, так и В-режиме изменяет напряжение на преобразователе и, таким образом, регулирует количество энергии ультразвука, поступающей к пациенту. В некоторых системах оказания медицинской помощи пользователь не может напрямую управлять увеличением или уменьшением выходной мощности. В этом случае выходная мощность доплерографии регулируется автоматически на основе предустановки обследования и других параметров, выбранных пользователем.

РИСУНОК 5-38. Экранное отображение настройки доплеровской выходной мощности (АО установлено на 100%).

Коэффициент усиления по Доплерографии

Доплеровское усиление устанавливается на значение по умолчанию в зависимости от выбранной предустановки приложения. Как упоминалось ранее, изменение доплеровской выходной мощности требует компенсационной регулировки доплеровского усиления. Доплеровское усиление усиливает только эхо-индуцированный сигнал без прямого контроля количества передаваемой ультразвуковой энергии. Как и при визуализации В режиме B, сонографист должен, по возможности, внести коррективы, чтобы установить выходную мощность на самом низком уровне, обеспечивающем получение желаемой информации. Общее правило такое же, как и для выходной мощности В режиме B: если необходимо уменьшение яркости, сначала уменьшите выходную мощность, а если необходимо увеличение яркости, сначала увеличьте коэффициент усиления.

Доплеровская громкость звука

Доплеровское усиление и доплеровская выходная мощность влияют на доплеровский аудиовыход. Увеличение любого из них приводит к более громкому звуку. Узиист должен быть осторожен и не использовать доплеровские регуляторы мощности или усиления для регулировки громкости звука. Сначала следует правильно настроить доплеровское усиление и выходную мощность, затем следует оптимизировать громкость звука с помощью регулятора громкости (рисунок 5-39).

РИСУНОК 5-39. Регулятор громкости.

ЦВЕТНАЯ ДОППЛЕРОГРАФИЯ

Хотя спектральная допплерография PW имеет преимущество в обеспечении количественной оценки кровотока в пределах взятого объема пробы, полученную информацию нелегко преобразовать в схему кровотока на большой двумерной площади. Визуализация цветового потока, также называемая цветовой доплерографией, позволяет достичь этой цели путем визуального наложения доплеровской информации, полученной на большой площади, на информацию В режиме B в режиме реального времени. Для формирования компонента B-режима изображения цветового потока требуется один передающий импульс на линию сканирования. Однако, подобно спектральному допплеру PW, для каждой линии цветного сканирования требуется серия передающих импульсов. Максимальная частота кадров при визуализации цветового потока ниже, чем при сканировании в режиме B в реальном времени. Помимо времени, необходимого для генерации и приема дополнительных импульсов, при обработке цветных доплеровских изображений применяется значительно больший объем вычислительного анализа. Однако даже при этих ограничениях частота кадров 10-20 в секунду не является редкостью. Движение отображается по всей плоскости сканирования путем наложения цветов различных оттенков на 2D-изображение в серой гамме. Цветовое кодирование при визуализации цветового потока основано на единственном параметре, связанном со скоростью.

Формат изображения

При визуализации цветного потока полученные эхо-сигналы анализируются в зависимости от уровня сигнала и частоты (рисунок 5-40). Стационарным структурам, идентифицируемым по отсутствию сдвига частоты в возвращающихся эхо-сигналах, присваивается уровень яркости в серой шкале в зависимости от уровня сигнала, как показано ранее для сканеров В-режима. Поскольку движущиеся отражатели вызывают сдвиг частоты в принимаемых эхо-сигналах, который указывает на присутствие и направление движения к датчику или от него, система присваивает пикселю значение цвета. В каждом месте отбора проб, где обнаружено движение, единственная репрезентативная скорость (обычно средняя скорость) кодируется цветом. Цветам присваивается оттенок, насыщенность или яркость на основе измеренной скорости и выбранной цветовой карты, а затем они накладываются на изображение в оттенках серого.

РИСУНОК 5-40. Доплеровская визуализация. Эхо-сигналы от неподвижных и движущихся отражателей обнаруживаются и обрабатываются для отображения кровотока и анатомии.

Хотя на дисплее в режиме реального времени создается впечатление, что информация о цвете и серой шкале собирается одновременно, линии сканирования в цветном и B-режиме на самом деле собираются по отдельности в разное время. Цветовая шкала определяет подразделение поля зрения в серой шкале для цветового анализа. Для цветового доплерографии требуется несколько импульсов на линию цветной развертки (обозначается размером пакета), что напрямую влияет на частоту кадров. Поле выбора цвета или “цветовой блок” ограничивает дополнительные требования к обработке цвета этой ограниченной областью, тем самым повышая общую производительность и частоту кадров.

Назначение цвета

На цветовой карте назначаются различные оттенки или яркость цвета для отображения различных скоростей при сохранении информации о направлении (к датчику или от него). Форматы “красный вдали, синий в направлении” (RABT) и “синий вдали, красный в направлении” (BART) используют насыщенность цвета для кодирования скорости. Чем светлее оттенок цвета (к цвету добавляется больше белого), тем выше скорость. В формате BART красный цвет указывает на движение в одном направлении (к датчику), а синий — на движение в сторону от датчика. Быстро движущиеся отражатели представлены светлыми оттенками красного или синего, а медленно движущиеся — темными. Однако связь цвета с определенным направлением потока взаимозаменяема, а регулятор инвертирования цвета позволяет сонографисту менять обозначение красного / синего на противоположное. Сонографист должен понимать, что назначение цвета указывает не на артериальный и венозный кровоток, а скорее на направление кровотока по отношению к датчику.

Измерение скорости

Для точной оценки движения и определения скорости необходимо собрать несколько эхо-сигналов от одного и того же отражателя с помощью серии передаваемых импульсов. Вспомним аналогию, в которой серия фотографий движущегося автомобиля с остановкой позволяет определить его скорость, но ни одна фотография в серии не указывает на наличие движения. Изображение цветного потока должно определять информацию о местоположении, а также скорость движущегося отражателя. Пространственное происхождение эхо-сигналов вдоль линии доплеровского сканирования достигается по принципу ранжирования эхо-сигналов аналогично B-режиму. Для каждой линии цветного сканирования несколько передаваемых импульсов вносят свой вклад в формирование доплеровского сигнала. Цветовое поле зрения состоит из множества линий сканирования за счет электронного управления одной серией передаваемых импульсов за другой по различным путям выборки.

Информация о скорости должна быть получена для большого количества объемов образцов по всему полю обзора за очень ограниченный промежуток времени. Ограничение по времени, налагаемое требованием, заключается в том, что изображение должно обновляться каждые 0,05–0,1 с (что соответствует частоте кадров 10-20 изображений в секунду). Кроме того, каждое изображение, или кадр, состоит из 100-200 линий сканирования. Спектральное определение PW-доплеровского спектра с дистанционным управлением и временем задержки 10 мс для каждой линии сканирования не удовлетворяет этому условию, поскольку быстрый анализ Фурье каждой области выборки занял бы слишком много времени.

Автокорреляционное обнаружение сравнивает измерения, полученные на каждой глубине вдоль линии сканирования, используя несколько передающих импульсов. Обработка эхо-сигналов, сегментированных по глубине для соответствия различным отражателям, выполняется одновременно. Для каждого передаваемого импульса поток сигналов от возвращающихся эхо-сигналов по всей линии сканирования помещается в буфер. Последовательные эхо-волны располагаются в одном и том же относительном временном масштабе, и, таким образом, местоположение отражателя определяется интервалом времени, следующим за переданным импульсом (диапазон эхо-сигналов). Интервал выборки вдоль линии сканирования может составлять 0,5 мм или меньше. На каждом участке, определяемом глубиной, изменяющийся во времени выходной сигнал от последовательных волновых линий указывает на движение. Автокорреляция позволяет получить среднюю скорость и мощность сигнала для движущихся отражателей на каждой глубине.

Характеризуя доплеровский сигнал одним параметром (обычно средней частотой), приносимой в жертву информативности (спектральному распределению частот доплеровского сдвига), можно значительно сократить время выборки. Вдоль линии сканирования подается меньше передаваемых импульсов по сравнению со спектральным анализом PW. Однако из-за этого автокорреляция менее чувствительна к медленному потоку и течению в небольших сосудах. Поэтому необходимо позаботиться о том, чтобы отрегулировать регулятор цветовой шкалы в меньшую сторону, если важно обнаружение медленного кровотока (подробнее о цветовой шкале см. Ниже).

Обычно каждая строка сканирования отсчитывается 4-10 раз, хотя может использоваться до 32 передающих импульсов. Размер пакета или длина ансамбля описывает количество импульсов, которые опрашивают одну линию цветной развертки. Большой размер пакета (длительное время интеграции) обеспечивает высочайшую цветопередачу (наиболее точные оценки частоты), но снижает частоту кадров. Меньший размер пакета (меньшее количество импульсов) сокращает время, но за счет несколько менее точного определения частоты. Размер пакета часто регулируется оператором, и уменьшение этого параметра является одним из способов, с помощью которого сонографист может улучшить частоту цветовых кадров (рисунок 5-41). Сонографист должен определить, влияет ли меньшее время выборки на точность измерения скорости. Многие сканеры автоматически регулируют размер пакета и плотность цветных линий в зависимости от ширины поля, чтобы оптимизировать частоту кадров для конкретного приложения. После этого сонографист может самостоятельно настроить эти элементы управления, если такая возможность доступна в системе.

РИСУНОК 5-41. Контроль размера пакета.

Получение изображений

Сканирование в масштабе серого осуществляется путем генерации последовательных динамически сфокусированных лучей вдоль физического объема линейного матричного преобразователя. Параллельные линии сканирования составляют компонент серой шкалы, который обеспечивает взятие пробы перпендикулярно движению крови (предполагается, что сосуд параллелен поверхности кожи). Перпендикулярное направление луча желательно для получения изображения, но не для оценки потока, поскольку угол опроса будет составлять 90 градусов. Для достижения более благоприятного доплеровского угла наклона к потоку луч для измерения расхода необходимо направлять под углом к матрице (рисунок 5-42). Угол допплерометрии по отношению к потоку может быть увеличен за счет использования движения датчика “пятка-носок”, как описано далее в главе 9.

РИСУНОК 5-42. Изображение цветного потока с помощью линейной матрицы, в которой линии сканирования в серой шкале (сплошные) и линии цветного сканирования с регулируемой частотой (пунктирные) получены независимо.

Если луч управляется, сигнал, генерируемый возвращающимися эхо-сигналами, направляется в доплеровский канал. Для неуправляемых лучей сигналы направляются в канал с серой шкалой. Данные изображения обрабатываются и отправляются в преобразователь сканирования. В доплеровском канале автокорреляция используется для количественной оценки сигналов прямого и обратного потока. Затем они кодируются в цифровом виде и отправляются в преобразователь сканирования. Числовые значения в преобразователе сканирования преобразуются в отдельные уровни серого и цветности, прежде чем составное изображение будет отображено на мониторе.

Поскольку получение данных происходит асинхронно, автокорреляционный сканер позволяет оптимизировать передаваемый луч специально как для доплеровской диагностики, так и для шкалы серого. Частота передачи, фокальные характеристики и мощность передачи настраиваются отдельно для каждого режима работы. Обычно передача при цветном доплерографии осуществляется на несколько более низкой частоте, чем в режиме B. Мощность, передаваемая доплеровским методом, может быть увеличена для улучшения обнаружения слабых сигналов потока. Для оптимизации общей частоты кадров могут использоваться низкая плотность линий цветной развертки, уменьшенное цветовое поле зрения, небольшой размер пакета или их комбинация. Интерполяция цветовых данных заполняет промежутки между линиями цветной развертки. Пространственное разрешение доплерографии и шкалы серого не обязательно эквивалентны. Действительно, интервал между осевыми выборками для доплерографии обычно больше (до нескольких миллиметров). Поскольку непрерывная выборка присуща визуализации цветного потока, этот метод также подвержен артефактам сглаживания (высокоскоростные компоненты изображаются цветами, представляющими меньшие скорости). Характеристики визуализации цветного потока обобщены в таблице 5-4.

Таблица 5-4 • Характеристики визуализации цветного потока

КОМБИНИРОВАННЫЙ ДОПЛЕРОВСКИЙ РЕЖИМ

На изображении цветного потока единственный параметр, обычно средняя скорость, представленная изменением цвета, пространственно регистрируется в двух измерениях. Спектральный доплер PW обеспечивает более подробное представление распределения профиля скорости в интересующей точке. Комбинированный доплеровский режим отображает изображение цветного потока с доплеровской спектральной формой волны (рисунок 5-43). Конкретный объем выборки для спектрального анализа определяется наложением линии курсора с параметром диапазона на изображение цветового потока. Поскольку сбор данных теперь распределяется между серым спектром, цветным допплерографом и PW-допплерографом, скорость обновления изображения цветового потока замедляется до нового кадра каждые 1-5 с. Области с аномальным характером потока могут быть быстро идентифицированы, что сокращает время исследования за счет облегчения размещения объема пробы для спектрального анализа.

РИСУНОК 5-43. Комбинированный доплерограф. Объем выборки, наложенный на изображение цветного потока, определяется для доплеровского спектрального анализа.

ЦВЕТНОЕ ДОПЛЕРОВСКОЕ УПРАВЛЕНИЕ

Органы управления оператором color box, color box steering, шкалой скорости цвета, базовой линией цвета, цветовой картой, инвертированием цветовой карты, фильтром color wall, усилением цвета, размером пакета, плотностью цветовых линий, частотой передачи цвета и стойкостью цвета регулируют получение и отображение цветовой доплеровской информации. Эти элементы управления цветовой доплерографией обсуждаются отдельно в следующих разделах. Многие из этих элементов управления имеют функции, аналогичные функциям в PW Doppler.

Цветовая шкала или рентабельность инвестиций в цветопередачу

Цветовая шкала или color ROI (область интереса) отображается на экране одновременно с изображением В режиме B . Цветовой анализ выполняется только в пределах области, определенной шкалой. Отдельные линии сканирования, включающие часть цветовой рамки, требуют дополнительных импульсов как для цветового доплеровского анализа, так и для анализа в режиме B. Поскольку увеличение размера рамки может значительно снизить временное разрешение за счет уменьшения частоты кадров, сонографист должен ограничить размер цветной рамки конкретной областью, представляющей интерес. Размер и положение цветового блока обычно настраиваются с помощью переключателя на консоли. При нажатии на элемент управления размер цветового блока меняется с положением цветового блока. Затем производится регулировка размера или размещения блока с помощью системного трекбола или трекпада. Если также активен режим спектральной доплерографии PW, управление обычно сводится к трехстороннему переключению между размером цветовой рамки, положением и позицией образца PW.

Управление цветным блоком

Датчики с линейной матрицей позволяют перемещать цветовую рамку влево или вправо (или прямо вниз) на изображении в режиме B (рисунок 5-44). Это значительно облегчает достижение оптимального угла цветопередачи для сонографа. Некоторые системы позволяют полностью изменять цветопередачу, в то время как другие системы ограничены тремя настройками, такими как угол влево, прямо вниз и угол вправо. Обе системы по-прежнему зависят от манипуляций с датчиком сонографом для достижения оптимального угла цветопередачи, и на практике трехпозиционная система, по-видимому, не имеет каких-либо существенных недостатков по сравнению с полностью регулируемой системой. Действительно, системы криволинейных матриц и секторных преобразователей вообще не позволяют управлять цветовой рамкой, а вместо этого полностью полагаются на манипуляции с датчиком сонографа для достижения адекватного угла цветопередачи.

РИСУНОК 5-44. Изображение цветного потока с наклонной цветной рамкой.

Цветовая шкала скоростей

Шкала цветовой скорости встроена в дисплей цветового потока и отображается в виде цветовой шкалы с указанием предела цвета по Найквисту (максимальная скорость, которая может быть измерена без сглаживания). При цветной визуализации потока скорость, закодированная цветом, обычно является средней скоростью и чаще всего указывается в единицах измерения см / с. Скорости, меньшие максимальной, отображаются точно без сглаживания цвета. Диапазон скоростей устанавливается УЗИ-аппаратом в зависимости от клинического применения. Увеличение шкалы скоростей улучшает возможность отображения быстро движущихся отражателей, в то время как уменьшение шкалы скоростей улучшает разделение более медленного потока. Шкала скорости цветопередачи также управляет PRF цвета, и поэтому ее часто называют регулятором “color PRF». По крайней мере, одно устройство использовало эту метку на самом регуляторе. Цветовая шкала скорости на экране обычно называется “цветовой полосой” (рисунок 5-45).

РИСУНОК 5-45. Шкала цветовой скорости (“цветовая шкала”) со стрелками, показывающими единицы цветовой шкалы (короткая стрелка) и пределы Найквиста (длинные стрелки). Обратите внимание на ориентацию дисплея по шкале БАРТА (синий от красного к).

Базовая цветовая гамма

Настройка базовой цветовой линии включена в цветовую шкалу скоростей и обозначается черной горизонтальной линией на цветовой панели, разделяющей прямой и обратный поток. Цветовая полоса обычно располагается в середине шкалы скоростей по умолчанию. Однако регулятор цветовой базовой линии позволяет пользователю корректировать базовую линию от средней точки в положительную или отрицательную сторону (рисунки 5-46 и 5-47). Иногда это полезно для учета более высоких скоростей в одном направлении и часто используется для минимизации цветового наложения высокоскоростного потока. (При этом теряется возможность точного отображения потока в противоположном направлении.)

РИСУНОК 5-46. Контроль базовой линии цвета.

РИСУНОК 5-47. Цветная полоса со смещенной от центра базовой линией.

Цветовая карта

При цветной визуализации потока доступны многочисленные цветные карты для отображения диапазона скоростей потока разными цветами. Сравните изображения цветового потока печени, на которых для одной плоскости сканирования были выбраны четыре разные цветовые карты (рисунок 5-48A–D). Содержание информации одно и то же, хотя перевод скорости в цвет выполняется по разному алгоритму для каждой цветовой карты. Выбор цветовой карты зависит исключительно от предпочтений оператора. Обычно сонограф выбирает в настройках цветовой карты то, что ему нравится, и после этого редко прикасается к элементу управления. Часто цветовая карта по умолчанию в настройках приложения используется без каких-либо изменений.

РИСУНОК 5-48. Примеры 4 цветных карт венозного кровотока в печени. (A) Карта 1, (B) карта 2, (C) карта 3, (D) карта 4.

Инвертировать цветовую карту

Управление инвертированием цветовой карты позволяет ассоциировать цвета (например, красный и синий) с определенным направлением потока. Этот метод чаще всего используется для обозначения артериального потока красным цветом, а венозного — синим, независимо от того, направлен поток к датчику или от него. Назначение цвета таким способом несколько спорно и выполняется в соответствии с личными предпочтениями или предпочтениями руководителя лаборатории. Такой выбор цветового обозначения практичен только в том случае, когда исследуемый сосуд (сосуды) относительно прямые. Поток в извилистом сосуде будет попеременно ориентирован к датчику и от него и, таким образом, будет отображаться как красным, так и синим цветом, независимо от того, является ли сосуд веной или артерией (рисунок 5-49).

РИСУНОК 5-49. Цветное изображение каротидной луковицы / бифуркации, показывающее красный и синий цвета в пределах одного сосуда. Обратите внимание на настройку цветовой карты RABT.

Цветной настенный фильтр

Цветной настенный фильтр функционирует так же, как настенный фильтр при спектральной доплерографии (рисунок 5-50). При увеличении настройки управления на дисплее исчезают более низкие доплеровские частоты (скорости). При умеренном использовании может быть полезен фильтр «Цветная стенка» для устранения посторонних цветов, вызванных движением стенки сосуда. Как правило, для этой цели достаточно настройки по умолчанию этого элемента управления для конкретной предустановки приложения. Однако управление цветным настенным фильтром доступно в большинстве портативных систем среднего и верхнего уровня, и при необходимости его можно вручную увеличить или уменьшить по сравнению со значением по умолчанию. Необходимо соблюдать осторожность, чтобы не устанавливать регулятор на таком высоком уровне, чтобы не была потеряна фактическая информация о потоке (рисунок 5-51). Слишком низкая настройка фильтра на стене приводит к появлению постороннего цвета из-за движения стены (рисунок 5-52).

РИСУНОК 5-50. Управление цветным фильтром на стене.

РИСУНОК 5-51. Цветное изображение потока со слишком высоким фильтром, вызывающим потерю компонентов медленного потока вдоль стенок сосуда (стрелки).

РИСУНОК 5-52. Изображение цветного потока со слишком низким фильтром стены, создающим артефакт движения стены.

Усиление цвета

Регулятор усиления цвета позволяет УЗИ-оператору регулировать степень усиления цветового доплеровского сигнала. Более высокое усиление цвета увеличивает яркость цвета, отображаемого на экране. Усиление цвета работает в паре с регулятором выходной мощности цвета (если доступно в системе). Уменьшение выходной мощности цвета требует соответствующего увеличения усиления цвета для поддержания оптимальной яркости цвета на дисплее. Усиление цвета и мощность цветопередачи также изменяют степень «цветового заполнения”, видимого внутри сосуда или камеры сердца. В системах без регулируемого пользователем цветового регулятора выходной мощности выходная мощность регулируется системой в соответствии с выбранным типом исследования. Если в исследуемом сосуде не отображается ожидаемое количество цвета, настройка цветовой шкалы может потребовать корректировки для включения более высоких или более низких скоростей потока. После того, как установлена правильная настройка цветовой шкалы, следует отрегулировать регулятор выходной мощности цветопередачи (если таковой имеется) и регулятор усиления цвета для оптимизации цветового отображения. Слишком низкая настройка усиления цвета приводит к неполному “заполнению” сосуда, в котором ожидается поток. Слишком высокое значение вызывает “цветовое кровотечение” за пределы стенок сосудов в окружающие ткани (рисунок 5-53).

РИСУНОК 5-53. Усиление цвета. (A) Слишком высокое усиление цвета. (B) Неправильное усиление цвета.

Размер цветного пакета

Регулятор размера цветового пакета изменяет количество “импульсов передачи цвета”, используемых для получения одной цветной линии сканирования (рисунок 5-54). Размер цветового пакета также называется длиной ансамбля и регулируется оператором на некоторых приборах. Как и в случае с другими параметрами B-режима, цвета и доплерографии, размер цветового пакета устанавливается по умолчанию в зависимости от датчика и типа исследования, выбранного сонографистом. Если доступно управление, сонографист может попытаться улучшить временное разрешение (в данном случае частоту цветных кадров) за счет уменьшения размера пакета. Специалист по ультразвуковому исследованию должен знать, что небольшой размер пакета приводит к менее точной оценке цветовых доплеровских частот / скоростей.

РИСУНОК 5-54. Контроль размера цветового пакета.

Плотность цветовых линий

Настройки плотности цветовых линий определяют количество фактических линий цветового сканирования, которые система получает для составления одного цветного кадра. Более высокая плотность линий цветной развертки улучшает пространственное представление цветного дисплея, но при меньшей частоте кадров. Более низкая плотность цветных линий часто увеличивает частоту кадров, но приводит к большему объему интерполяции между строками фактических данных. Плотность цветовых линий устанавливается системой в зависимости от датчика и выбранной предустановки. Если доступно управление плотностью цветовых линий (рисунок 5-55), то при его использовании можно изменять частоту цветовых кадров. В ситуациях, когда интерес представляет быстро движущаяся структура, увеличение частоты обнаружения может быть полезным для улучшения временного разрешения движения. Специалист по ультразвуковому исследованию должен знать о возможном ухудшении цветности изображения, если плотность линий уменьшена слишком сильно.

РИСУНОК 5-55. Регулятор плотности цветовых линий установлен в положение “средний”.

Частота передачи цвета

Частота передачи устанавливается по умолчанию в зависимости от выбранного преобразователя и предустановки приложения. Может быть доступно управление частотой передачи; в этом случае частота передачи может быть оптимизирована сверх заданного значения. Повышение передаваемой частоты выше системного значения по умолчанию обычно непрактично, поскольку при этом снижается проникновение цвета и увеличивается вероятность сглаживания цвета. Однако снижение частоты передачи цвета обеспечивает большее проникновение цветовых импульсов и может привести к возможности визуализации области бляшки внутри сосуда. Если в системе доступно настраиваемое пользователем управление, обозначаются две или три настройки, такие как “R» для разрешения и “P” для проникновения. Третья настройка, если она присутствует, обычно обозначается символом “G” для общего или “N” для нормального (рисунок 5-56).

РИСУНОК 5-56. Цветной дисплей частоты передачи. Цифра 5,0 МГц обозначает текущую настройку частоты элемента управления.

Стойкость цвета

Сохранение цвета, или усреднение кадра, определяет продолжительность пребывания цветовой информации из одного кадра на экране. Изображение кровотока в реальном времени выглядит “более гладким” и менее пестрым по мере увеличения стойкости, в то время как временное разрешение несколько ухудшается. Усреднение по кадрам наиболее подходит для артерий или вен, в которых общее структурное движение меньше, чем в сердце. Обычно сонограф устанавливает этот элемент управления на основе личных предпочтений, если стойкость цвета регулируется пользователем (рисунок 5-57).

РИСУНОК 5-57. Контроль стойкости цвета.

КАЧЕСТВО ИЗОБРАЖЕНИЯ ЦВЕТОВОГО ПОТОКА

Качество изображения цветового потока характеризуется четырьмя факторами: различением движения, временным разрешением, пространственным разрешением и однородностью. Цвет связан с движением, но он не обязательно указывает на кровоток . Движение датчика, перистальтическое движение и сердцебиение — все это может вносить ложный цвет в изображение и создавать искусственное впечатление кровотока или маскировать наличие истинного кровотока. Конечная цель — способность отличать движущуюся кровь от движущихся тканей и в то же время отображать тонкие закономерности течения. Низкочастотные сдвиги от медленно движущихся тканей могут быть выборочно удалены с помощью цветного настенного фильтра. К сожалению, этот метод не является полностью эффективным в устранении высокоамплитудных низкочастотных допплеровских сдвигов, связанных с перемещением стенки сосуда. Кроме того, настенный фильтр исключает низкоскоростные компоненты, которые могут представлять медленно движущийся кровоток. Чтобы лучше отличать текущую кровь от неподвижной жидкости и движущихся мягких тканей, функция motion discrimination исследует динамику движения. Ткани и текущая кровь демонстрируют изменяющиеся во времени паттерны движения, которые различаются по отношению к их источнику.

Временное разрешение, способность точно отображать движение в режиме реального времени, зависит от частоты кадров (насколько часто движение снимается с перерывами). Плотность линий цветной развертки, ширина цветового поля зрения, размер пакета и диапазон сканирования влияют на частоту кадров. Высокая частота кадров достигается при потере бокового разрешения (низкая плотность цветовых линий), снижении точности измерений средней частоты (небольшой размер пакета) или ограничении поля зрения (уменьшенный размер цветовой рамки).

Пространственное разрешение определяется пространственной дискретизацией ультразвукового поля (пространственная длительность импульса, ширина луча, связанная с фокусировкой, и плотность линий сканирования). Пространственная фильтрация — это метод уменьшения случайных цветовых вариаций по всему изображению. Пиксели кодируются цветом только в том случае, если они соседствуют с другими пикселями, ранее кодированными цветом. Небольшие сосуды со слабым кровотоком должны визуализироваться при отключенном пространственном фильтре. Другой тип пространственной фильтрации (четкая или плавная обработка) управляет представлением границы между цветными и серыми пикселями.

Идеальным стандартом единообразия является то, что сосуды с идентичными свойствами изображаются одинаковым образом независимо от их соответствующего расположения в поле зрения; то есть очертания сосудов и цветовой рисунок не должны изменяться при изменении положения в поле зрения. Для этого требуется одинаковый размер цветного вокселя и плотность линий цветной развертки по всему полю зрения.

СГЛАЖИВАНИЕ ЦВЕТА

Сглаживание в цветовом допплере происходит, когда текущая скорость превышает цветовой предел Найквиста либо в положительном, либо в отрицательном направлении потока. Ограничение Найквиста определяется PRF цвета, который, в свою очередь, зависит от глубины, размера пакета (количества импульсов, необходимых для строки цветного сканирования) и количества импульсов для визуализации и спектрального допплерометрии, вставленных между цветными пакетами (группами импульсов). При высоких скоростях излучения глубоко расположенных структур наибольшая вероятность сглаживания цвета.

При наличии очень высоких скоростей кровотока в сердце или кровеносных сосудах основная функция цвета — направлять исследователя к областям, подлежащим обследованию с помощью PW или CW спектральной допплерографии. В отличие от спектрального сглаживания, которое является проблематичным и мешает точному измерению скорости, цветовое сглаживание часто полезно для определения областей для дальнейшего изучения. Чтобы свести к минимуму наложение цветов, можно применить следующие методы: отключить одновременные режимы (например, заморозить 2D-режим реального времени), установить шкалу скоростей на максимальную, сдвинуть базовую цветовую линию, чтобы увеличить диапазон скоростей в этом направлении, уменьшить размер пакета и / или снизить частоту передачи цветов. Все эти маневры могут несколько уменьшить сглаживание цвета, хотя на практике для этого затрачивается не так много усилий, за исключением установки максимального значения шкалы цветовых скоростей (color PRF) для соответствующего направления потока. Сглаживание цвета легко распознать как “мозаичный узор” цветов, соответствующий неоднозначной информации о направлении (рисунок 5-58). Сглаживание цвета — ценный инструмент для размещения образцов с помощью PW или CW спектрального доплера.

РИСУНОК 5-58. (A) Наложение цветов в нормальной сонной артерии. Обратите внимание на предел Найквиста, равный средней скорости + /-10 см / с. (B) Сглаживание цвета устранено путем увеличения цветовой шкалы до + / -28 см / с.

ОБНАРУЖЕНИЕ МЕДЛЕННОГО ПОТОКА

На противоположном конце спектра от сглаживания находится способность обнаруживать медленный кровоток, который присутствует в большинстве вен и некоторых артериях. Использование максимально доступной цветовой шкалы скоростей часто не отображает низкоскоростной кровоток. Следовательно, там, где необходимо обнаружение медленного потока, шкалу скоростей следует установить на меньшее значение (рисунок 5-59).

РИСУНОК 5-59. (A) Цветное изображение кровотока с плохой визуализацией венозного кровотока в печени для настройки цветовой шкалы средней скорости +/-48 см / с. (B) Цветное изображение кровотока с хорошей визуализацией венозного кровотока в печени для настройки цветовой шкалы средней скорости +/-18 см / с.

ПРЕИМУЩЕСТВА И ОГРАНИЧЕНИЯ

Основным преимуществом цветной визуализации кровотока является возможность оценить общий кровоток, особенно на большой площади. Обнаружение аномального кровотока происходит намного быстрее по сравнению с другими методами допплерографии. Выявленные аномалии течения, после того как они были локализованы с помощью цвета, затем могут быть оценены с помощью спектрального доплера PW или CW для получения количественной информации о скорости.

Разработаны диагностические критерии, уникальные для цветной допплерографии, которые невозможно легко воспроизвести с помощью спектральной допплерографии. Цветная визуализация кровотока может обеспечить двумерное представление направления, ширины и протяженности высокоскоростных струй, что может наблюдаться при каротидном стенозе, стенозе аортального клапана и клапанной недостаточности. Можно получить более точную и быструю оценку протяженности этих областей высокоскоростного потока, чем только с помощью спектральной допплеровской информации о скорости.

Цветная допплерография может ускорить точное определение маркера со спектральной допплеровской коррекцией угла наклона внеосевой стенотической струи при критическом стенозе сонной артерии. Выполненная таким образом коррекция угла с использованием цвета может позволить более точное измерение систолической и диастолической скоростей при количественной оценке процента стеноза; однако методика коррекции угла с использованием цветного изображения кровотока вместо стенок сосуда не является общепринятой.

Хотя преимущества цветной визуализации кровотока значительны, сонографист также должен понимать ее ограничения. Самое главное, отсутствие цвета внутри сосуда не обязательно означает отсутствие кровотока. Несколько важных технических факторов могут влиять на то, появляется ли цвет в сосуде при наличии потока. Потенциальные подводные камни цветной визуализации потока приведены ниже:

    Визуализация цветового потока зависит от угла. Цветовой допплер зависит от правильного угла потока таким же образом, как спектральный допплер PW или CW. Оценить цветовой угол потока может быть несколько сложнее, чем при спектральной доплерографии. Поскольку цветовая шкала охватывает широкую область, а не единственную линию обзора, как при спектральной доплерографии, угол потока может непрерывно изменяться по боковому размеру цветной рамки. Поток внутри сосуда может быть показан в цвете на одном конце цветного блока, в то время как другой сегмент того же сосуда может быть изображен без цвета (рисунок 5-60). Сонографист может лучше оценить угол цветопередачи в любой точке цветового поля, мысленно рисуя серию линий поперек поля, параллельных стенкам поля (рисунок 5-61).

    Шкала скорости цветопередачи может быть настроена неправильно. Медленный поток может не визуализироваться при высоких настройках шкалы скорости цветопередачи. Например, для позвоночной артерии при дуплексном исследовании сосудов головного мозга часто требуется более низкая цветовая гамма, чем та, которая используется для бифуркации сонной артерии (рисунок 5-62).

    Усиление цвета и/ или выходная мощность могут быть установлены слишком низкими. Сосуды с потоком не показаны цветом, поскольку уровень сигнала не превышает порогового значения цвета (рисунок 5-63).

    Ослабление из-за отложений кальция между ними может препятствовать проникновению звукового луча (рисунок 5-64).

РИСУНОК 5-60. Однонаправленный поток в изогнутом сосуде искажается на цветном изображении из-за изменения угла наклона потока в поле зрения.

РИСУНОК 5-61. Цветное потоковое изображение бифуркации сонной артерии с цветной рамкой и воображаемыми линиями, параллельными сторонам рамки. Направление потока показано параллельным стенке сосуда для каждой линии.

РИСУНОК 5-62. (A) Цветное изображение кровотока позвоночной артерии с незначительным видимым кровотоком при настройке цветовой шкалы +/-32 см/ с. (B) Цветное заполнение позвоночной артерии с настройкой цветовой шкалы +/-18 см / с.

РИСУНОК 5-63. Цветное изображение кровотока сонной артерии, не имеющее цвета при настройке низкого усиления цвета.

РИСУНОК 5-64. Цветное изображение каротидной бляшки с затенением. Артефакт ослабления приводит к тому, что участки внутренней сонной артерии отображаются без цвета.

МОЩНАЯ ДОПЛЕРОВСКАЯ ВИЗУАЛИЗАЦИЯ

Силовая доплеровская визуализация отображает интенсивность (амплитуду) доплеровского сигнала без указания скорости или направления потока (рисунок 5-65). Интенсивность допплеровского сигнала зависит от количества эритроцитов в объеме взятого образца и ослабления тканью вдоль пути взятия пробы. Силовая допплерография подчеркивает величину кровотока. Автокорреляционный детектор определяет общую мощность доплеровского сигнала в дополнение к средней скорости потока. Следовательно, на многих сканерах оператор может легко переключаться между отображением цветного потока (velocity presentation) и усилением допплерографии.

РИСУНОК 5-65. Силовое допплеровское изображение общей сонной артерии.

Поскольку все фазовые сдвиги (движущиеся отражатели) вносят свой вклад в амплитудный сигнал, силовая доплеровская визуализация по существу ненаправленная и, следовательно, не подлежит сглаживанию. Общая мощность доплеровского сигнала относительно независима от угла интонации, за исключением 90 градусов. Однако, поскольку цветовая кодировка не указывает скорость или направление потока, пульсацию и реверсирование потока оценить невозможно. Для получения информации о скорости и направлении требуется цветная визуализация потока или спектральная доплерография.

Определение стенки сосуда обычно улучшается с помощью мощной допплерографии. Сравните относительные сигналы, поступающие от объема образца вблизи стенки сосуда, с сигналами, частично перекрывающими стенку сосуда. При цветной визуализации потока измерения скорости будут почти одинаковыми, поскольку оба объема выборки содержат движущиеся эритроциты. Пиксели отображаются одинаковыми оттенками цвета. Однако при измерениях с помощью энергетического доплерометрии общее количество эритроцитов сильно отличается, создавая гораздо более низкий сигнал для объема пробы, который включает стенку сосуда. Пиксели теперь отображаются контрастными оттенками цвета.

Основным преимуществом силовой допплерографии является возможность различать области с кровотоком и без кровотока. Обычно это описывается как повышенная чувствительность к цветному изображению мелких сосудов, которая является результатом расширения динамического диапазона для распространения приоритета цвета на более слабые сигналы. Повышенная стойкость также используется для получения изображения потока в мелких сосудах. Движение тканей (например, сердца) часто создает артефакты вспышки, что ограничивает применимость этого режима визуализации к областям, где движение тканей более приглушенное, таким как ткань печени или почек. Характеристики силовой допплерографии суммированы в таблице 5-5.

ТАБЛИЦА 5-5 • Характеристики мощной допплерографии