Принципы и инструменты ультразвуковой диагностики

Введение

Эта глава служит введением в физические и технические аспекты сосудистой сонографии, включая следующее: (1) принципы ультразвука, (2) преобразователи, (3) инструменты, (4) расширенные функции и (5) Принципы допплерографии. Эти темы более подробно обсуждаются в различных учебниках.

Принципы ультразвуковой диагностики

Звуковые волны генерируются вибрирующими источниками, которые заставляют частицы в среде колебаться взад и вперед, создавая распространяющуюся волну давления. Волна — это распространяющееся изменение чего-либо, например давления в случае звука. По мере распространения звука он ослабляется, рассеивается и отражается, создавая эхо-сигналы от анатомических структур. В медицинской ультрасонографии преобразователь служит источником и приемником звуковых волн. Преобразователи сконструированы таким образом, что генерируемые ими звуковые волны распространяются узким пучком с четко определенным направлением. Прием отраженных и рассеянных эхо-сигналов преобразователем не только создает ультразвуковые изображения, но также позволяет обнаруживать и измерять движение с использованием эффекта Доплера. В этом разделе обсуждаются факторы, которые важны для передачи и отражения ультразвука в тканях.

Скорость звука

Большинство применений ультразвука включают передачу коротких пауз или импульсов звука (обычно продолжительностью в два-три цикла) в организм и получение эхо-сигналов от интерфейсов тканей. Время между передачей импульса и приемом эхо-сигнала используется для определения глубины проникновения. Для расчета этой глубины необходимо знать скорость звука в ткани.

Скорость распространения звуковых волн в основном зависит от свойств передающей среды и незначительно от частоты или амплитуды (силы) волны. Как правило, газы, включая воздух, обладают наименьшими скоростями распространения, жидкости имеют промежуточный диапазон скоростей, а твердые тела имеют самые высокие скорости передачи звука. Для мягких тканей средняя скорость звука составляет 1,54 мм / мкс (1540 м/с). Скорость распространения звука от одной ткани к другой различается, но, как указано в таблице 2.1, скорость звука в различных мягких тканях лишь незначительно отличается от предполагаемого среднего значения. В среднем скорость передачи звука в жире ниже, чем в мышцах.

ТАБЛИЦА 2.1

Скорость звука в биологических тканях.

Ткани	Скорость звука (мм /мкс)	Процентное изменение от среднего
Жирные	1.45	−5.8
Стекловидное тело	1.52	−1.3
Печень	1.55	+0.6
Анализ крови	1.57	+1.9
Мышцы	1.58	+2.6
Хрусталик глаза	1.62	+5.2
Среднее значение мягких тканей	1.54

Частота и длина волны

Количество колебаний (циклов) вибрирующих элементов в преобразователе в секунду равно частоте звуковой волны. Частота выражается в циклах в секунду, или герцах (Hz). Слышимые звуки находятся в диапазоне от 20 Гц до 20 кГц. Ультразвук относится к звуку, частота которого превышает слышимый диапазон (приставка ultra означает «за пределами”). В диагностических ультразвуковых приложениях используются частоты в диапазоне от 2 до 15 МГц (мега герц, т.е. от 2 до 15 миллионов Гц). Поскольку более высокие частоты связаны с улучшенной пространственной детализацией (т. е. С лучшим разрешением деталей), сонографы используют самую высокую частоту, которая по-прежнему позволяет визуализировать ткани на достаточной глубине в данной ситуации сканирования. В некоторых приложениях, требующих очень небольшого проникновения, используются частоты до 50 МГц.

На рис. 2.1 показана звуковая волна, застывшая во времени. Она иллюстрирует сопутствующие сжатия и разрежения (расширения) в среде, которые возникают в результате давления и колебаний частиц. Длина волны λ — это пространственная длина цикла. Она описывается уравнением:

<Роль диапазона=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-1-Кадр class=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’λ=cf’>?=??λ=cf λ=cf

где c — скорость звука, а f — частота. Втаблице 2.2 представлены значения длин волн в мягких тканях для нескольких частот. Для мягких тканей длина волны λ _t = 1,54 мм/f, где f — частота, выраженная в мегагерцах. Например, если частота составляет 5 МГц, длина волны в мягких тканях составляет примерно 0,3 мм. Более высокие частоты имеют более короткие длины волн, что приводит к более коротким импульсам и улучшенному детальному разрешению.

Рис. 2.1

Звуковые волны, создаваемые ультразвуковым преобразователем. Колебания преобразователя передаются в среду, вызывая локальные колебания давления. Колебания распространяются по среде волнами. Амплитуда давления — это максимальное изменение давления, положительное или отрицательное. Диаграмма схематически иллюстрирует сжатия и разрежения в определенный момент времени. Символ λ обозначает длину волны звука.

ТАБЛИЦА 2.2

Длины волн для различных ультразвуковых частот.

Частота (МГц)	Длина волны (мм) При допущении 1,54 мм / мкс
2	0.77
5	0.31
10	0.15
15	0.10
20	0.08

Длина волны имеет значение при описании размеров анатомических структур. Размер объекта легче понять, если он задан относительно длины волны ультразвука для частоты звукового луча. Аналогично, ширина ультразвукового луча от преобразователя частично зависит от длины волны. Высокочастотные лучи имеют более короткие длины волн и могут быть сфокусированы более плотно, чем низкочастотные лучи.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

Прием отраженных и рассеянных эхо-сигналов преобразователем не только создает ультразвуковые изображения, но также позволяет обнаруживать и измерять движение с использованием эффекта Доплера.

Поскольку более высокие частоты связаны с улучшением пространственной детализации, сонографы используют самую высокую частоту, которая по-прежнему позволяет визуализировать ткани на достаточной глубине в данной ситуации сканирования.

Амплитуда, интенсивность и мощность

Звуковая волна — это распространяющееся изменение давления. Профиль давления, который имеет место для волны на рис. 2.1, показан в нижней части рисунка. Амплитуда давления — это максимальное увеличение (или уменьшение) давления, соответствующее нормальному давлению, вызванное звуковой волной. Единицей измерения давления является паскаль (Па). Ультразвуковые приборы могут создавать пиковые амплитуды давления в воде в миллионы паскалей, когда регуляторы мощности прибора установлены на максимум. В качестве эталона для сравнения, атмосферное давление составляет приблизительно 0,1 МПа, поэтому ясно, что ультразвуковые лучи от медицинских устройств значительно превышают это значение. Амплитуда ультразвуковых импульсов при высоком давлении может привести к разрыву пузырьков контрастного вещества (см. Ниже и Главу 35 ), которые иногда вводятся в кровоток для усиления эхо-сигналов. Однако считается, что диагностические уровни не оказывают биологического воздействия на ткани, если такие газовые образования отсутствуют.

Интенсивность (I) звуковой волны в точке среды оценивается путем возведения в квадрат амплитуды давления (P) и использования I = P ²/(2 пк), где ρ — плотность среды, а c — скорость звука в ней. Единицами измерения интенсивности ультразвука являются ватты на метр в квадрате (Вт / м ² ) или кратные им величины, такие как МВт / см ² . В воде амплитуда импульса 2 МПа соответствует средней интенсивности импульса 133 Вт/см ²! Это высокая интенсивность, но, к счастью, диагностическое ультразвуковое устройство не поддерживает ее, потому что коэффициент полезного действия (т. Е. Доля времени, в течение которого датчик фактически излучает ультразвук) составляет максимум несколько процентов. Следовательно, усредненная по времени интенсивность звука от ультразвукового прибора, определяемая путем усреднения за время, которое включает передаваемые импульсы, а также время между импульсами, намного ниже интенсивности во время импульса. Типичные усредненные по времени интенсивности в том месте ультразвукового луча, где обнаруживаются максимальные значения, составляют порядка 10-20 МВт / см ² для анатомической визуализации. Режимы доплеровской и цветной доплерографии имеют более высокие коэффициенты заполнения. Более того, эти режимы, как правило, концентрируют акустическую энергию в меньших областях. Выходные данные для сонографических инструментов публикуются и должны соответствовать заранее установленным ограничениям.

Акустическая мощность, производимая прибором, — это скорость, с которой преобразователь излучает энергию. Средние уровни акустической мощности при диагностическом ультразвуковом исследовании низкие из-за малых коэффициентов мощности, используемых в большинстве оборудования. Типичные уровни мощности от 10 до 20 МВт для визуализации в режиме B могут утроиться или увеличиться в четыре раза при доплеровских режимах работы.

Показатели акустического выхода

Уровень передачи или выходная мощность большинства приборов может регулироваться оператором. При увеличении мощности на преобразователь подается более энергичный сигнал, тем самым увеличивая амплитуду давления и увеличивая мощность и интенсивность создаваемых волн. Более высокие уровни мощности являются предпочтительными, поскольку они позволяют обнаруживать эхо-сигналы от более слабо отражающих или более глубоких структур в организме. Недостатком высоких уровней мощности является то, что они подвергают ткани воздействию большего количества акустической энергии, увеличивая потенциал биологических эффектов. Несмотря на отсутствие подтвержденного воздействия ультразвука на пациентов во время диагностического ультразвукового воздействия, операторам рекомендуется следовать принципу ALARA (как можно более низкий, насколько это разумно достижимо) при регулировании уровня мощности и других средств управления прибором, влияющих на уровни выходного сигнала (т. е. Ограничивать выходной сигнал до уровня, необходимого для сбора необходимой диагностической информации).

Для содействия реализации принципа ALARA предусмотрены выходные показатели, которые связаны с биологическими эффектами ультразвука. Одним из потенциальных эффектов является кавитация, которая относится к активности небольших газовых тел (пузырьков) под действием ультразвукового луча. При наличии пузырьков, например, при наличии контрастных веществ в поле ультразвука, кавитация увеличивает локальные нагрузки на ткани, которые связаны с ультразвуковыми волнами. Если амплитуда волны достаточно высока, происходит разрушение газового тела, и это сопровождается локальными выбросами энергии (ударными волнами), которые значительно превышают выбросы, которые могли бы возникнуть без кавитации. Кавитация связана с пиковым отрицательным давлением в ультразвуковой волне. Механический индекс (MI) описывает эту взаимосвязь. Текущий максимальный ИМ в полевых условиях можно найти на дисплее большинства сонографических инструментов ( рис. 2.2 ).

Рис. 2.2

Ультразвуковое изображение, показывающее механический и тепловой показатели. ОСО , Общая сонная артерия; ED , конечное диастолическое давление; PS , пиковое систолическое.

Энергия ультразвука также может воздействовать на ткани, нагреваясь за счет поглощения волн. Поглощение является одним из механизмов, приводящих к ослаблению звукового луча при его распространении через ткань. Соответствующий показатель, тепловой индекс (TI), отображается для обозначения предполагаемого повышения температуры в ткани (см. Рис. 2.2 ). Это рассчитывается с использованием усредненной по времени акустической мощности или интенсивности, усредненной по времени, наряду с подробными математическими моделями для диаграммы направленности звукового луча и предположениями об ультразвуковых и тепловых свойствах ткани. В зависимости от области применения прибор будет показывать либо значение термического индекса мягких тканей (TI _s), либо тепловой индекс для случая, когда в фокусе луча находится поглощающая кость (TI _b ). TI _c — тепловой показатель, используемый для транскраниальных допплеровских исследований. Последние два показателя имеют значение, поскольку повышение температуры в кости во время ультразвуковой визуализации больше, чем в мягких тканях при тех же акустических условиях.

Стандарт маркировки звукового сигнала требует четкого отображения MI и TI. Стандарт предоставляет операторам ультразвуковых систем значения акустических выходных величин, которые имеют отношение к возможности биологических эффектов (риска) от воздействия ультразвука.

Риск и безопасность

При ультразвуковом исследовании акустическая энергия передается в ткани. Возможность того, что энергия может оказывать вредное биологическое воздействие, представляющее риск, широко изучалась исследователями биоакустики и продолжается на протяжении десятилетий. Официальное заявление Американского института ультразвука в медицине (AIUM) о клинической безопасности диагностических ультразвуковых инструментов (2012) гласит:

Диагностический ультразвук используется с конца 1950-х годов. Учитывая известные преимущества и признанную эффективность для медицинской диагностики, включая использование во время беременности, Американский институт ультразвука в медицине в настоящем документе рассматривает клиническую безопасность такого использования: Не было зарегистрировано независимо подтвержденных побочных эффектов, вызванных воздействием существующих диагностических ультразвуковых инструментов у пациентов-людей в отсутствие контрастных веществ. Сообщалось о биологических эффектах (таких как локализованное легочное кровотечение) в организме млекопитающих при диагностически значимых воздействиях, но клиническое значение таких эффектов пока неизвестно. Ультразвук должен использоваться квалифицированными медицинскими работниками для оказания медицинской помощи пациенту. Воздействие ультразвука во время обследований должно быть настолько низким, насколько это разумно достижимо (ALARA).

Ответственность за безопасность медицинского диагностического ультразвукового оборудования лежит на всех, кто участвует в производстве, регулировании и использовании этого оборудования. Стандарт маркировки выходного акустического сигнала требует, чтобы производители указывали выходные индикаторы на своих приборах, чтобы информировать пользователей об уровнях, связанных с потенциальными биологическими эффектами. Эти величины позволяют пользователям реализовать принцип ALARA.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

Несмотря на отсутствие подтвержденного воздействия ультразвука на пациентов во время диагностического ультразвукового воздействия, операторам рекомендуется следовать принципу ALARA (как можно более низкий, насколько это разумно достижимо) при регулировании уровня мощности и других средств управления прибором, влияющих на уровни выходного сигнала (т. е. Ограничивать выходной сигнал до уровня, необходимого для сбора необходимой диагностической информации).

Обозначение децибел

Децибелы (дБ) иногда используются для обозначения относительной мощности, интенсивности и амплитудных уровней. Уровни в децибелах выражают отношение акустической мощности, интенсивности или амплитуды. Предположим, кто-то хочет выразить, насколько одна интенсивность (I ₁) больше (или меньше) по сравнению с другой ( I ₂). Их относительное значение в децибелах определяется:

<SPAN role=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-2-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’dB=10logI1I2′>??=10log?1?2dB=10logI1I2 dB=10logI1I2

Таким образом, отношение децибел между двумя интенсивностями представляет собой логарифм от основания 10 их отношения, умноженного на 10. То же уравнение справедливо для выражения отношения двух уровней мощности. Разница в децибелах между двумя степенями определяется путем логарифмирования ₁₀ их отношения и умножения на 10. Иногда для выражения децибел используются амплитуды, а не интенсивности двух сигналов. Для данного уровня децибел интенсивность пропорциональна квадрату амплитуды. Подставляя соответствующие амплитуды ( A ₁ и A ₂ ) в уравнение 2.2 , возводя их в квадрат и принимая во внимание, что log ( x ² ) равен 2(log x ), мы получаем соотношение:

<Роль ДИАПАЗОНА=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-3-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’dB=20logA1A2′>dB=20log?1?2dB=20logA1A2 dB=20logA1A2

Обратите внимание, что при преобразовании отношений амплитуд в децибелы мультипликативный коэффициент равен 20, а не 10. Втаблице 2.3 приведены значения децибел для различных отношений интенсивности и амплитуды. Обратите внимание, что увеличение интенсивности на 3 дБ равнозначно удвоению количества. Увеличение на 10 дБ соответствует десятикратному увеличению, а увеличение на 20 дБ означает, что интенсивность умножается на 100. В нижней половине таблицы показаны изменения в децибелах, соответствующие снижению интенсивности. Снижение на 3 дБ равнозначно уменьшению интенсивности вдвое и так далее.

ТАБЛИЦА 2.3

Различия в децибелах Соответствуют различным соотношениям интенсивности и амплитуды. ^a

Соотношение амплитуд ( A ₁/ A ₂)	Соотношение интенсивности ( I ₁/ I ₂)	Разница в децибелах (дБ)
1	1	0
1.41	2	+3
2	4	+6
2.828	8	+9
3.16	10	+10
4.47	20	+13
10	100	+20
100	10,000	+40
1	1	0
0.707	0.5	−3
0.5	0.25	−6

a Например, если I ₁в 10 раз больше I ₂, это на 10 дБ больше, чем I ₂. Разница в 20 дБ между двумя сигналами соответствует как отношению 10 к их амплитуде, так и отношению 100 к их интенсивности, и так далее.

Децибелы используются для описания громкости слышимых звуков. Здесь уровень одного звука часто выражается без явного сравнения с другим, например, “интенсивность звука реактивного самолета при взлете составляла 110 дБ”. Однако при звуках в воздухе подразумевается эталонная интенсивность, если она не указана явно. Для сравнения используется I ₂ = 10 ^-12 Вт /м ², принятый порог слышимости человека.

Ослабление

Поскольку звуковой луч распространяется через ткань, его интенсивность уменьшается с увеличением расстояния. Это уменьшение с увеличением длины пути называется ослаблением. Ослабление лучей медицинского ультразвука вызвано в первую очередь поглощением, а также, дополнительно, отражением и рассеянием волн на границах между средами, имеющими разную плотность или скорость звука (т.е. Генерацией эха).

Скорость ослабления на единицу расстояния называется коэффициентом ослабления, выраженным в децибелах на сантиметр. Коэффициент ослабления зависит как от среды, так и от частоты ультразвука. На рис. 2.3 показаны коэффициенты ослабления для трех тканей, построенные в зависимости от частоты. Ослабление довольно высокое для мышц и кожи, имеет промежуточное значение для крупных органов, таких как печень, и очень низкое для жидкостей. Для печени оно составляет примерно 0,5 дБ / см при частоте 1 МГц, тогда как для крови оно составляет около 0,17 дБ / см при частоте 1 МГц. Важной характеристикой ослабления является его частотная зависимость. Для большинства мягких тканей коэффициент ослабления почти пропорционален частоте. Ослабление, выраженное в децибелах, примерно удвоилось бы, если бы частота была удвоена. Таким образом, высокочастотный ультразвук ослабляется сильнее, чем низкочастотный, так что высокочастотные лучи не могут проникать так глубоко, как низкочастотные. Диагностические исследования с использованием высокочастотных звуковых лучей (7 МГц и выше) обычно ограничиваются поверхностными областями тела. Более низкие частоты (5 МГц и ниже) используются для визуализации более крупных или глубоких органов.

Рис. 2.3

Изменение ослабления в зависимости от типа ткани и частоты.

Отражение

На рис. 2.4 показано ультразвуковое изображение сонной артерии у здорового взрослого человека. Стенки сосуда видны благодаря отражению звуковых волн. Эхо-сигналы от мышц и других тканей также создаются за счет отражений и рассеяния ультразвука. Как отражение, так и рассеяние способствуют детализации результатов клинического ультразвукового сканирования.

Рис. 2.4

Изображение артериального трансплантата в сером масштабе. Такие изображения создаются на основе эхо-сигналов, обнаруживаемых от больших интерфейсов (стрелки ) и от небольших рассеивателей (область плавного эхо-сигнала ). Яркие точки на ультразвуковых изображениях в серой гамме указывают на высокоамплитудное эхо-излучение, а тусклые точки указывают на низкие амплитуды. Обратите внимание, как меняется эхо-излучение от стенки сосуда при незначительном изменении ориентации, что характерно для зеркального отражателя. ЭХО-сигналы с наибольшей амплитудой возникают, когда граница раздела перпендикулярна ультразвуковому лучу. Внутренняя часть сосуда кажется безэховой, потому что кровь имеет более низкий уровень обратного рассеяния (более низкую эхогенность), чем окружающие ткани. Рассеяние от небольших интерфейсов создает подавляющее большинство эхо-сигналов, визуализируемых по всему изображению.

Частичное отражение ультразвуковых волн происходит, когда они падают на границы раздела, тем самым разделяя ткани с различными акустическими свойствами. Доля отраженной падающей энергии зависит от акустического сопротивления тканей, образующих границу раздела. Акустический импеданс ( Z) — это скорость звука ( c), умноженная на плотность ( ρ ) ткани. Амплитуда или сила отраженной волны пропорциональна разнице между акустическими импедансами тканей, образующих границу раздела.

Амплитудный коэффициент отражения количественно определяет относительную амплитуду волны, отраженной от поверхности раздела. Это отношение амплитуды отраженной волны к амплитуде падающей. Для перпендикулярного падения ультразвукового луча на плоскую поверхность раздела ( рис. 2.5 ) амплитудный коэффициент отражения ( R ) определяется формулой:

<Роль ДИАПАЗОНА=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-4-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’R= Z2−Z1Z2+Z1′>?= +Z1

где импедансы Z ₁ и Z ₂ указаны на рис. 2.5 и где R также представляет собой отношение A _r(амплитуда отраженной звуковой волны), деленное на амплитуду падающей волны ( A _i).

Рис. 2.5

Отражение на зеркальной поверхности раздела. Амплитуда эхо-сигнала зависит от разницы между акустическими импедансами Z ₁и Z ₂материалов, образующих границу раздела.

Уравнение 2.4 показывает, что чем больше разница между импедансами Z ₂ и Z ₁ , тем больше будет амплитуда эхо-сигнала от интерфейса и, следовательно, тем меньше будет передаваемый звук во вторую среду. На границах раздела ткань-воздух и ткань-кость обнаруживаются большие различия в импедансе. Фактически, такие границы раздела практически непроницаемы для ультразвукового луча. Напротив, значительно более слабые эхо-сигналы возникают на границе раздела, образованной двумя мягкими тканями, поскольку, как правило, нет большой разницы в импедансе между мягкими тканями.

Гладкие, плоские поверхности раздела, такие как те, что показаны на рис. 2.5, называются зеркальными отражателями (термин «зеркальный» происходит от латинского слова, означающего «зеркальный» ). Направление, в котором распространяется отраженная волна после удара о зеркальный отражатель, в значительной степени зависит от ориентации границы раздела относительно звукового луча. Волна отражается обратно к источнику только тогда, когда падающий луч перпендикулярен или почти перпендикулярен отражателю. Таким образом, амплитуда эхо-сигнала, регистрируемого зеркальным отражателем, также зависит от ориентации отражателя относительно направления звукового луча. Ультразвуковое изображение на рис. 2.4 было получено с помощью линейного матричного зонда, который посылает отдельные ультразвуковые лучи в сканируемую область в вертикальном направлении, как показано на изображении. Участки стенки сосуда, расположенные почти горизонтально, дают эхо-сигналы с наибольшей амплитудой и, следовательно, кажутся наиболее яркими, потому что во время визуализации они были максимально перпендикулярны ультразвуковым лучам. Участки, где сосуд слегка наклонен, кажутся менее яркими.

Некоторые интерфейсы мягких тканей лучше классифицировать как диффузные отражатели или рассеиватели звука. Отраженные волны от диффузного (неровного) отражателя распространяются в нескольких направлениях относительно падающего луча. Следовательно, амплитуда эхо-сигнала от диффузной границы раздела слабее и в меньшей степени зависит от ориентации границы раздела относительно звукового луча, чем амплитуда, регистрируемая зеркальным отражателем (т. е. Эти отражатели могут быть получены без требования перпендикулярности луча).

Рассеяние

Для поверхностей раздела, размеры которых малы (по отношению к длине волны), и для шероховатых поверхностей отражения классифицируются как рассеяние. Большая часть справочной информации, показанной на рис. 2.4, является результатом рассеянных эхо-сигналов, при которых невозможно идентифицировать ни один интерфейс, но эхо-сигналы от множества небольших интерфейсов обычно улавливаются одновременно. Рассеянные волны распространяются во всех направлениях, как показано на рис. 2.6. Следовательно, существует небольшая угловая зависимость от силы эхо-сигналов, регистрируемых рассеивателями. В отличие от стенки сосуда, которая представляет собой гладкую поверхность, которую лучше всего визуализировать, когда ультразвуковой луч направлен перпендикулярно к ней, рассеивающие элементы обнаруживаются с относительно равномерной средней амплитудой со всех направлений. Эхо-сигналы, возникающие в результате рассеяния в паренхиме органа, имеют клиническое значение, поскольку они предоставляют большую часть диагностической информации, видимой на ультразвуковых изображениях, и могут указывать на состояние ткани или органа.

Рис. 2.6

Рассеяние ультразвука небольшими неоднородностями.

При ультразвуковом допплерографировании кровоток определяется путем обработки сигналов, возникающих в результате рассеяния звуковых волн движущимися эритроцитами. На диагностических ультразвуковых частотах размер эритроцита очень мал по сравнению с длиной волны ультразвука. Рассеиватели такого диапазона размеров называются рассеивателями Рэлея. Интенсивность рассеяния от распределения рассеивателей Рэлея зависит от нескольких факторов: (1) размеров рассеивателя с резким увеличением интенсивности рассеяния по мере увеличения размера; (2) количества рассеивателей, присутствующих в луче; (3) степени, в которой плотность или упругие свойства рассеивателя отличаются от свойств окружающего материала; и (4) частоты ультразвука. Для рэлеевских рассеивателей интенсивность рассеяния пропорциональна частоте в четвертой степени.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

Высокочастотный ультразвук ослабляется сильнее, чем низкочастотный, поэтому высокочастотные лучи не могут проникать так глубоко, как низкочастотные.

Как отражение, так и рассеяние способствуют детализации результатов клинического ультразвукового сканирования.

Нелинейное распространение и генерация гармоник

Ультразвуковой импульс, проходящий через ткань, будет искажаться с расстоянием, если амплитуда его достаточно высока. Это проявление нелинейного распространения звука, и это приводит к созданию гармонических частот, кратных частоте исходного импульса, содержащегося в импульсе. Когда на границе раздела происходит частичное отражение искаженного луча, отраженное эхо состоит как из исходной основной частоты, так и из частот гармоник. Основное эхо-излучение частотой 3 МГц сопровождается эхо-излучением второй гармоники частотой 6 МГц и так далее. Возможны гармоники более высокого порядка, но ослабление в тканях обычно ограничивает возможность их обнаружения. Хотя сами по себе эхо-сигналы второй гармоники имеют меньшую амплитуду, чем основные эхо-сигналы, их можно отличить от основных в процессоре ультразвукового прибора и использовать для построения изображения, называемого гармоническим изображением ткани.

Примечательной характеристикой изображений tissue harmonic является то, что они выглядят менее зашумленными и содержат меньше артефактов, чем изображения, сделанные с помощью fundamental. Считается, что это связано со способом формирования гармонической составляющей луча (т. е. Гармоники постепенно увеличиваются по амплитуде с увеличением глубины). Гармоника отсутствует на поверхности кожи, но постепенно развивается по мере того, как луч проникает глубже в ткани. Вторая гармоника достигает пика на некоторой промежуточной глубине у пациента, затем уменьшается с дальнейшим увеличением глубины. Любые реверберации или другие источники акустического шума, генерируемые, когда передаваемый импульс проходит вблизи поверхности кожи, преимущественно содержат основные частоты, поскольку гармоники в этот момент не достигли сколько-нибудь заметного уровня. Примеры гармонических изображений представлены далее в этой главе.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

Средняя скорость звука в мягких тканях составляет приблизительно 1540 см / с и незначительно изменяется и составляет 1,54 мм / мкс, при этом немного медленнее в жировой ткани и быстрее в мышечной.

Ослабление ультразвукового луча мягкими тканями увеличивается с глубиной и с увеличением частоты.

Выделение энергии в мягких тканях ограничено тем фактом, что передаваемый ультразвуковой луч имеет короткую продолжительность.

Количество энергии, поступающей в мягкие ткани при допплерографии, в 3-4 раза больше, чем при визуализации в режиме B.

Создание гармонических изображений зависит от двух факторов: нелинейного распространения ультразвукового луча, которое увеличивается с глубиной, и ослабления возвращающейся гармоники, которое увеличивается по мере прохождения луча глубже в мягкие ткани.

Преобразователи

Ультразвуковой преобразователь обеспечивает связующее звено между системой визуализации и пациентом. В медицинских ультразвуковых преобразователях используются пьезоэлектрические (piezo по-гречески означает давление) керамические элементы для генерации и обнаружения звуковых волн. Пьезоэлектрические материалы преобразуют электрические сигналы в механические колебания, а волны давления — в электрические сигналы. Таким образом, элементы выполняют двойную роль передачи импульсов и обнаружения эха.

Внутренние компоненты матричного преобразователя показаны на рис. 2.7. На этом рисунке элементы видны сбоку, а ультразвуковые волны будут проецироваться вверх. Толщина пьезоэлектрического элемента определяет резонансную частоту преобразователя, которая является его естественной и наиболее эффективной частотой работы. В преобразователях используются соответствующие слои между пьезоэлектрическими элементами (для уменьшения потерь на отражение на границе элемент-кожа) и защитное внешнее покрытие. Аналогично специальным оптическим покрытиям на линзах и стекле рамы для картин, соответствующие слои улучшают передачу звука между датчиком и пациентом. Это повышает чувствительность датчика к слабому эхо-сигналу. Материал подложки часто используется за элементами для гашения колебаний элемента после возбуждения преобразователя электрическим импульсом, что сокращает длительность импульса и улучшает детализацию изображения. Благодаря оптимизированной конструкции согласующего и поддерживающего слоев преобразователи могут работать в диапазоне частот. Таким образом, ультразвуковые приборы оснащены переключателем регулировки частоты, которым оператор манипулирует для выбора частоты из меню опций, доступного для каждого зонда. Некоторые преобразователи имеют достаточный частотный диапазон для выполнения гармонической визуализации, при которой посылается низкочастотный передающий импульс, а эхо-сигналы, частота которых в два раза превышает передаваемую, обнаруживаются и используются при визуализации.

Рис. 2.7

Конструкция матричного преобразователя. Несколько прямоугольных пьезоэлектрических элементов установлены бок о бок в корпусе матрицы.

Типы преобразователей

Работа трех основных типов матричных преобразователей представлена на рис. 2.8. Наиболее важным датчиком для применения в периферических сосудах является линейный датчик. Криволинейные и фазированные решетки также используются в клиниках, но в основном для визуализации более глубоких структур организма (например, таких органов, как печень и почки для первых, и сердца и внутричерепных артерий для вторых). Их использование для визуализации поверхностных сосудов ограничено.

Рис. 2.8

Типы преобразователей. (А) Линейная матрица. (Б) Криволинейная (выпуклая) матрица. (В) Фазированная решетка.

Линейная (последовательная) матрица

В корпусе преобразователя бок о бок расположена матрица, состоящая, возможно, из 200 или более отдельных прямоугольных элементов преобразователя. Концептуально, группы, возможно, из 15-20 элементов активируются одновременно для получения каждого ультразвукового луча. Линия луча должна располагаться по центру над центральным элементом в группе, за исключением случаев, когда линии луча находятся вблизи боковых краев изображения и используется асимметричное расположение элементов. Кадр изображения инициируется группой элементов на одном конце матрицы. Группа передает импульсный луч и собирает эхо-сигналы для этой линии луча. Группа активных элементов смещается (переводится) на один элемент, образуя новую группу элементов, и процесс эхо-импульса повторяется вдоль второй, параллельной линии луча. Группа активных элементов перемещается от одного конца матрицы к другому путем переключения (последовательности) между группами элементов. Линии луча параллельны друг другу, а результирующий формат изображения прямоугольный.

Формат изображения с линейной матрицей может быть расширен за счет применения управления лучом, которое направляет дополнительные ультразвуковые лучи под углами, боковыми к зоне действия преобразователя. Этот подход заимствован из методов сканирования преобразователей с фазированной матрицей, описанных ниже. Это расширяет поле визуализации, особенно на глубине вдали от источника, и улучшает общую визуализацию структур от средней глубины до глубоких.

Криволинейная матрица

Эти матрицы аналогичны линейным, за исключением того, что элементы расположены вдоль выпуклой (изогнутой) сканирующей поверхности. Метод формирования изображения идентичен методу линейной матрицы: группа активных элементов последовательно распределяется от одной стороны матрицы к другой. Веерообразное расположение опор элементов обеспечивает секторную форму поля изображения. По сравнению с линейной матрицей изогнутая матрица обеспечивает более широкое изображение на большой глубине из узкого окна сканирования на поверхности пациента.

Фазированная антенная решетка

Приборы с фазированной антенной решеткой состоят из массива из 120 или около того очень узких прямоугольных элементов, расположенных бок о бок. В отличие от работы линейных и криволинейных антенных решеток, все элементы фазированной антенной решетки используются для каждой линии луча. Ультразвуковой луч “управляется” за счет введения небольших временных задержек между передающими импульсами, подаваемыми на отдельные элементы. Временные задержки также применяются для эхо-сигналов, принимаемых от отдельных элементов во время приема, что также определяет направленность принимаемого сигнала. Изображение формируется примерно из 100 лучей, направленных в разных направлениях. Преимущество фазированной решетки в том, что она обеспечивает очень широкое поле изображения на больших глубинах, и это достигается за счет узкого расположения преобразователя. Датчик легко устанавливается между ребрами или под грудной клеткой для сканирования сердца и в височную кость или затылочные окна для внутричерепной визуализации. Такая конструкция преобразователя также упрощает поиск сканирующих окон в брюшной полости, где раневые повязки или газовые образования могут препятствовать передаче ультразвукового луча.

Детальное разрешение и толщина среза

Детальное (пространственное) разрешение описывает минимальное расстояние между двумя отражателями, при котором они могут быть различимы на дисплее (т. Е. Генерировать отдельные эхо-сигналы). Важными факторами являются разрешение по оси, поперечное разрешение и толщина среза. Они определяют ячейку разрешения, как показано на рис. 2.9. Подобно размеру кисти, влияющему на детализацию рисунка, размеры ячейки разрешения в конечном итоге ограничивают детализацию ткани, которая может быть разрешена на ультразвуковом изображении.

Рис. 2.9

Размеры импульсов, выходящих из ультразвукового преобразователя вдоль одной линии луча. Длительность импульса влияет на разрешение по осевой линии. Ширина луча в плоскости сканирования определяет разрешение по боковой линии. Размеры луча, перпендикулярного плоскости сканирования, определяют толщину среза.

Осевое разрешение — это способность разрешать (изображение отдельно) отражатели, расположенные близко вдоль оси звукового луча . Оно определяется длительностью импульса. Короткие импульсы обеспечивают разрешение по оси 1 мм или менее в приложениях для получения изображений. Демпфирующий материал, прикрепленный к задней части элементов, помогает уменьшить длительность импульса (и протяженность) и улучшить разрешение по оси. Осевое разрешение значительно лучше на более высоких частотах ( рис. 2.10), поскольку длительность импульсов может быть значительно короче, чем на низких частотах. Измерение толщины интимы-медиа кровеносного сосуда требует превосходного осевого разрешения для визуализации границ раздела и позволяет оператору устанавливать курсоры измерения расстояния для получения точного результата ( рис. 2.11 ).

Рис. 2.10

Изображения тестируемого объекта для определения детального разрешения. Отражатели расположены с осевым расстоянием 2 мм, 1 мм, 0,5 мм и 0,2 мм. Горизонтальный ряд также имеет отражатели, расположенные на расстоянии 2 мм, 1 мм, 0,5 мм и 0,2 мм. (А) Изображение, полученное на частоте 4 МГц. (Б) Изображение, полученное на частоте 11 МГц.

Рис. 2.11

Измерение толщины интимы-медиа в плечевой артерии. Аксиальное разрешение важно для выполнения этих измерений с высокой точностью.

Боковое разрешение относится к максимально возможному расстоянию между отражателями, перпендикулярному лучу, которое позволяет их различать. Это определяется шириной ультразвукового луча в месте расположения отражателей. Формирование луча с помощью систем визуализации array — это двухэтапный процесс, который сначала включает формирование передаваемого поля, а затем фокусировку диаграммы чувствительности во время приема эхо-сигнала.

Передаваемое поле от отдельного элемента быстро распространялось бы на расстояние, если бы им управляли изолированно, потому что элемент узкий. Однако при возбуждении группы элементов может быть сформирован направленный луч. Этот луч можно сфокусировать, применяя бесконечно малые временные задержки к передающим импульсам, подаваемым на отдельные элементы, возбуждая внешние элементы группы немного раньше, чем соседние внутренние элементы, и так далее, как показано на рис. 2.12. Когда операторы регулируют фокусировку прибора, они изменяют фокусное расстояние проходящего луча. Прибор реагирует, регулируя точное распределение временных задержек, применяемых к отдельным элементам, генерирующим луч. Фокусировка сужает ультразвуковой луч на глубине фокусировки. Также возможно несколько глубин фокусировки при передаче. Это делается путем посылки нескольких различных передающих импульсов вдоль каждой линии луча, каждый передающий импульс фокусируется на немного разной глубине, сохраняя и объединяя фокальные области в длинный фокус. Поскольку для формирования единой линии луча на дисплее требуется несколько импульсов, частота кадров изображения снижается при использовании нескольких фокусов передачи.

Рис. 2.12

Электронная фокусировка матрицы во время передачи импульсов. При возбуждении внешних элементов группы матриц немного раньше внутренних элементов в показанной последовательности волны от отдельных элементов сходятся, образуя сфокусированный луч. Фокусное расстояние передачи выбирается пользователем. Большая кривизна перемещает фокус в сторону датчика. Меньшая кривизна перемещает фокус глубже.

Фокусировка также производится на принятых эхо-сигналах. После импульса передачи эхо-сигналы улавливаются каждым элементом активной апертуры. Они оцифровываются и отправляются в цифровой формирователь луча. Формирователь луча объединяет цифровые сигналы от каждого из элементов матрицы и суммирует их вместе, формируя один расширенный сигнал для каждого передаваемого импульса. Однако эхо-сигнал от любого отражателя должен проходить несколько разные расстояния, чтобы быть принятым разными элементами матрицы. Это создаст разность фаз между сигналами от отдельных элементов. Это исправляется фокусировкой при приеме, когда к отдельным сигналам перед суммированием применяются точно запрограммированные временные задержки фокусировки. Требуемая схема задержки фокусировки должна меняться по мере поступления эхо-сигналов с постепенно увеличивающихся глубин после передающего импульса. Поэтому формирователь приемного луча предназначен для регулировки временных задержек в режиме реального времени. Так называемая динамическая фокусировка приема позволяет приемному фокусу матрицы отслеживать глубину отражателя по мере поступления эхо-сигналов от все более глубоких структур. Настройка фокуса передачи, выполняемая оператором, напрямую не влияет на динамическую фокусировку приема, а скорее является внутренней для прибора. Некоторые приборы даже используют параллельные формирователи луча во время приема, создавая несколько динамически сфокусированных линий принятого эхо-луча для каждого передаваемого импульса.

Фокусировка уменьшает ширину луча и улучшает поперечное разрешение в объеме, называемом фокальной областью. Ширина луча ( Вт ) в фокальной области приблизительно равна:

<Роль диапазона=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-5-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’W= 1.2λFA’>?=1.2??W=1.2λFA W=1.2λFA

где F — фокусное расстояние, A — апертура (т.е. Длина активной части преобразователя при приеме сигналов), а λ — длина волны. Высокочастотные преобразователи, у которых длина волны меньше, обеспечивают более узкие звуковые лучи и лучшее поперечное разрешение, чем низкочастотные преобразователи. При заданной глубине фокусировки, чем больше апертура, тем уже луч в фокусе. Часто в системе используется динамически изменяющаяся апертура, увеличивающаяся A по мере поступления эхо-сигналов от все более глубоких структур, тем самым поддерживая примерно одинаковую ширину пучка импульсного эхо-сигнала на всех глубинах. На рис. 2.10 изображения на обеих частотах также включают горизонтальный ряд отражателей, где расстояние составляет от 2 мм до 0,25 мм. Как хорошо видно, детализация изображения, полученного при более высокой частоте ультразвука, намного выше.

Толщина среза — это толщина сканируемого участка ткани, которая вносит вклад в изображение. Это размер, перпендикулярный плоскости сканирования. Это размер ультразвукового луча, перпендикулярный плоскости изображения (см. Рис. 2.9 ), часто называемый шириной луча по высоте или плоскостью возвышения. Некоторые преобразователи используют одномерную матрицу ( рис. 2.13) вместе с механической линзой для обеспечения фокусировки в этом направлении. Хотя ширина луча в плоскости и, следовательно, разрешение в поперечном направлении точно контролируются электронной фокусировкой, толщина среза для этих устройств — нет. Механическая линза с вертикальной фокусировкой обеспечивает хорошую детализацию вблизи фокальной зоны, но плохую детализацию на глубине, проксимальной и дистальной от этой зоны (см. Рис. 2.13Б). Поэтому неудивительно, что толщина среза является худшим аспектом разрешающей способности матричных преобразователей. Большинство преобразователей являются “многомерными”, такими как “полуторамерные” матрицы, которые обеспечивают электронную фокусировку по толщине среза, а также в боковом направлении ( рис. 2.14 ). Эти матрицы, хотя и являются более сложными и дорогими, значительно улучшают разрешение небольших сферических объектов, как показано на рис. 2.14Б .

Рис. 2.13

(А) Вид, направленный на линейный массив типичных разрезов элементов. (Б) Изображение тестового фантома, содержащего сферические мишени диаметром 2,4 мм. Для этого преобразователя визуализируются только мишени в среднем диапазоне частот из-за его фиксированного фокуса.

Рис. 2.14

(А) Полуторамерная матрица (1,5 D). Размер первичной матрицы фиксирован, вторая и третья матрицы могут иметь переменную ширину, а количество элементов может варьироваться. (Б) Изображение того же тестового фантома, что и на рис. 2.13 , с использованием полуторамерной матрицы. Электронное управление фокусировкой улучшает детализацию.

Преобразователи, используемые с автономными аппаратами непрерывной доплерографии (CW), не предназначены для получения изображений и поэтому намного проще. В большинстве из них используются два элемента, один для непрерывной передачи, а другой для приема эхо-сигналов. Для обнаружения эхо-сигналов от рассеивателей лучи от передатчика и приемника перекрываются за счет наклона элементов преобразователя или с помощью фокусирующих линз. Площадь перекрытия лучей определяет наиболее чувствительную область непрерывного преобразователя.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

В преобразователях текущего поколения используется серия небольших элементов, собранных вместе в виде матрицы.

Фокусировка и управление лучом становятся возможными благодаря последовательной активации элементов преобразователя.

Разрешающая способность преобразователя определяется в трех измерениях: осевое разрешение вдоль оси луча, поперечное разрешение латеральнее оси луча и разрешение по высоте, перпендикулярное поверхности преобразователя.

Разрешение по высоте (т. е. Разрешение по срезу или толщине сечения) обычно определяется наличием акустической линзы на поверхности преобразователя, но может динамически регулироваться в 1,5-мерных матричных преобразователях с фазированной фокусировкой перпендикулярно плоскости изображения.

Эффективное количество элементов преобразователя, используемых в данный момент времени для направления луча в азимутальной плоскости (параллельно длинной оси преобразователя) и доплеровской фокусировки / направления луча, относится к эффективной апертуре преобразователя.

Сонографические инструменты

Принцип импульсно-эхо-исследования

В сонографии используется принцип импульсно-эхо-исследования. Ультразвуковой преобразователь помещается в контакт с кожей ( рис. 2.15 ). Преобразователь многократно излучает короткие импульсы ультразвука с фиксированной частотой, называемой частотой следования импульсов (PRF). После передачи каждого импульса преобразователь ожидает эхо-сигналов от отражателей вдоль пути прохождения звукового луча. Эхо-сигналы, полученные преобразователем, усиливаются и обрабатываются в формат, подходящий для отображения в виде серии точек, представляющих принятые эхо-сигналы вдоль пути прохождения звукового луча.

Рис. 2.15

Схема ультразвукового прибора с импульсным эхо-излучением.

Расстояние до отражателя определяется по времени прихода его эхо-сигнала. Таким образом:

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-6-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’d=cT2′>?=??2d=cT2 d=cT2

где d — глубина расположения отражателя, T — время прохождения импульсного эхо-сигнала туда и обратно, а c — скорость звука в ткани. Коэффициент 2 учитывает распространение звукового импульса и эхо-сигнала в оба конца и вычисляет расстояние в одну сторону, d, до отражателя. Уравнение 2.6 называется уравнением диапазона. При расчете и отображении глубины отражения по времени прихода эхо-сигнала принимается скорость звука 1540 м / с (1,54 мм / мкс). Соответствующее время поступления эхо-сигнала составляет 13 мкс / см расстояния от датчика до отражателя.

Обработка сигналов

Для создания изображений звуковые импульсы передаются по различным путям распространения, соответствующим линиям луча на дисплее, за каждым из которых следует прием и обработка результирующих потоков эхо-сигналов. Визуализация выполняется с помощью матриц преобразователей, где эхо-сигналы воспринимаются отдельными элементами и объединяются внутри формирователя луча в единый сигнал эхо-потока для каждой линии луча. Роль формирователя луча более подробно обсуждается позже. Вслед за формирователем луча обработка эхо-сигнала для визуализации состоит из усиления сигналов; применения временной компенсации усиления (TGC) для компенсации эффектов ослабления; применения нелинейного логарифмического усиления для сжатия широкого диапазона амплитуд эхо-сигнала (называемого динамическим диапазоном эхо-сигнала) до диапазона, который может эффективно отображаться на мониторе; демодуляции, которая сохраняет амплитуду каждого эхо-сигнала; и обработки в режиме яркости (B-режим, серая шкала). Дисплей с серой шкалой используется при визуализации для отображения амплитуды эхо-сигнала и, следовательно, эхогенности тканей. Этапы обработки сигнала показаны на рис. 2.16.

Рис. 2.16

Обработка сигналов для визуализации. Сверху вниз диаграмма иллюстрирует зависимость радиочастотного сигнала от глубины (увеличивается вправо) для линии с одним лучом; тот же сигнал после применения временной компенсации усиления (TGC ); демодулированный сигнал или сигнал в режиме A; и отображение эхо-сигналов в серой шкале для этой линии.

Формирование изображения

Два режима отображения эхо-сигнала проиллюстрированы в нижней половине рис. 2.16. Дисплей в амплитудном режиме (A-mode) представляет собой отображение амплитуды эхо-сигнала в зависимости от времени возврата эхо-сигнала или глубины отражения. Это одномерный дисплей, отображающий эхо-сигналы и их амплитуды вдоль одной линии луча (т.е. в одном направлении). Напротив, более универсальный дисплей в серой гамме используется для получения изображений в серой гамме. Дисплей формируется путем преобразования эхо-сигналов в точки серого цвета на мониторе, яркость которых указывает амплитуду эхо-сигнала.

При сканировании в масштабе серого звуковые лучи распространяются по области ( рис. 2.17 ), а эхо-сигналы регистрируются на двумерной (2D) матрице в положениях, соответствующих их анатомическому происхождению (расположению отражателей, генерирующих эхо). Регистрация выполняется путем размещения точек вдоль линии, соответствующей траектории ультразвукового луча, проходящего через сканируемое поле; надлежащая глубина каждого эхо-сигнала определяется по времени поступления. На рис. 2.17 звуковой луч проходит с помощью электронной последовательности групп элементов в линейном матричном преобразователе. Отображение в серой шкале на мониторе повторяет ось ультразвукового луча, когда он проходит через область изображения. Обычно для построения каждого изображения используется от 100 до 250 линий ультразвукового луча. Большинство ультразвуковых систем имеют элементы управления, которые позволяют оператору изменять количество линий луча на каждом изображении, прямо или косвенно, когда используется какой-либо другой элемент управления обработкой изображений.

Рис. 2.17

Ультразвуковое сканирование в серых тонах с использованием линейной матрицы. На каждом рисунке показано положение линии ультразвукового луча, опрашивающей сканируемое поле. Результирующая эхо-трассировка в серых тонах изменяется в зависимости от положения линии луча. Изображение формируется по мере прохождения луча через поперечный разрез ткани.

Память изображений

Память изображений временно сохраняет изображения для просмотра и хранения и преобразует формат изображения в тот, который можно просматривать на дисплее или который можно записывать. Память изображений представляет собой цифровое устройство и может рассматриваться как матрица пикселей (изображение / элементы изображения); обычно 500 или более пикселей расположены по вертикали и около 500 по горизонтали. Чем больше пикселей по горизонтали и вертикали, тем лучше детализация, сохраняемая в памяти, что особенно важно, если применяется цифровое увеличение после обработки.

Атрибуты изображения, такие как амплитуда эхо-сигнала в каждом местоположении пикселя, представлены последовательностью единиц и 0, как это принято для цифровых устройств. Основной единицей хранения в цифровом устройстве является отдельная единица, называемая битом (двоичная цифра). Один бит может принимать значение либо 1, либо 0, но при группировании битов в многобитовые ячейки памяти каждое многобитовое слово может представлять большой диапазон значений из-за различных комбинаций 1 и 0, которые могут быть приняты. Например, 8-битная память делит эхо-сигнал на 256 (2 ⁸) различных уровней амплитуды и сохраняет соответствующий уровень в каждом местоположении пикселя. Двенадцатиразрядная память представляет амплитуды эхо-сигнала с использованием 4096 (2 ¹²) уровней и так далее. Добавление одного бита удваивает диапазон чисел, которые могут быть представлены. Чем больше битов (уровней амплитуды), тем больше оттенков серого возможно в сохраненном изображении, особенно во время постобработки (обсуждается позже). Чем больше количество оттенков, тем лучше контрастное разрешение (т.е. Способность отображать области с немного разной эхогенностью и разными оттенками серого). Современные приборы также позволяют сохранять видеозаписи, используя память, которая может сохранять несколько последовательных изображений.

Сонографические приборы оснащены цифровыми устройствами хранения данных, включая стационарные компьютерные диски, съемные носители, такие как USB-карты памяти, компакт-диски и DVD-диски, которые могут хранить и транспортировать полученные изображения. Программное обеспечение на приборе может быть вызвано для вызова конкретных исследований и отображения изображения или последовательности cineloop. Кроме того, большинство установок в настоящее время используют компьютерные сети для передачи изображений, что позволяет просматривать результаты исследований на рабочих станциях и архивировать информацию в централизованно организованных цифровых коллекциях. Для выполнения этих задач доступно программное обеспечение системы архивирования изображений и связи (PACS) либо на самом ультразвуковом приборе, либо в автономном режиме. Стандартная система организации файлов, стандарт цифровой визуализации и коммуникаций в медицине (DICOM), была создана Национальной ассоциацией производителей электротехники и другими органами по стандартизации для облегчения распространения и просмотра ультразвуковых и других медицинских изображений, созданных оборудованием разных производителей. Каждый файл DICOM содержит раздел заголовка, содержащий информацию, включая имя пациента, тип сканирования, размеры изображения и многое другое, а также данные изображения. Сонографические приборы оснащены программным обеспечением для преобразования файлов в формат DICOM и связи с внешней сетью PACS. Когда файлы находятся в формате DICOM, пользователи, имеющие доступ либо к архивированным данным на сканирующем приборе, либо из сети, могут использовать считыватели DICOM, доступные для рабочих станций и персональных компьютеров, для просмотра, внешнего архивирования, печати и манипулирования данными изображения.

Временное разрешение

Анатомическая визуализация выполняется с помощью сканирующих приборов в режиме реального времени. Эти приборы автоматически направляют ультразвуковые лучи по изображаемой области с высокой скоростью (например, 30 движений в секунду или выше). Частота кадров изображения — это количество сканирований (“кадров”) в секунду, выполняемых системой. Частота кадров определяет временное разрешение, которое улучшается с увеличением частоты кадров. Временное разрешение — это возможность отслеживать временные детали движущихся объектов или движущуюся плоскость сканирования, когда датчик вручную перемещается по поверхности пациента с помощью сонографа. Частота кадров изображения ограничена скоростью распространения звука в тканях. Изображение создается в приборе путем направления ультразвуковых импульсов в тело по 100-250 различным направлениям луча (линиям луча). Для каждой линии луча прибор посылает импульс и ожидает эхо-сигналов вдоль этой линии луча, вплоть до настройки максимальной глубины. Затем он передает импульс вдоль нового направления луча и повторяет процесс. Линии луча обрабатываются последовательно, что означает, что прибор не передает импульс вдоль новой линии луча до тех пор, пока не будут получены эхо-сигналы с максимальной глубины в предыдущей линии. Скорость, с которой импульс распространяется по ткани, настройка глубины инструмента, количество фокальных зон передачи и количество линий луча, используемых для формирования единого кадра изображения, — все это влияет на частоту кадров изображения. Используя уравнение дальности, если задана максимальная глубина D, требуется время ( T = 2D / C ) для получения эхо-сигналов от всей линии луча. Время для полного кадра изображения, построенного на основе данных из N линий луча, составляет просто N × T или 2-Й / c. Максимальная частота кадров, FR _max , равна обратной величине времени, необходимого для получения полного изображения:

<Роль ДИАПАЗОНА=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-7-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» данные-mathml=’FRmax=1NT=c2ND’>??=?2??FRmax=1NT=c2ND FRmax=1NT=c2ND

Для мягких тканей, в которых скорость звука составляет около 1540 м/ с, или 154 000 см/ с, если значение глубины (D) выражено в сантиметрах, уравнение 2.7 равно:

<Роль диапазона=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-8-кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» данные-mathml=’FRmax=77 000 НД (см) Гц’>??max=77,000??(см)ГцFRmax=77 000НД (см) Гц

Например, при N = 200 линий луча и глубине изображения 15,4 см максимальная частота кадров, FR _max, составляет 25 Гц или 25 кадров в секунду.

Операторы могут легко убедиться, что уменьшение настройки глубины на приборе приведет к увеличению частоты кадров, и наоборот. Прибор часто запрограммирован на обеспечение настолько высокой частоты кадров, насколько это целесообразно для настроек оператора. Например, некоторые приборы позволяют оператору изменять N, количество линий луча, используемых для формирования изображения, путем увеличения или уменьшения ширины изображения и, следовательно, количества линий в нем. Это, в свою очередь, также влияет на частоту кадров, как и изменение количества фокальных зон передачи.

Управление приборами

Операторы ультразвуковых приборов должны быть знакомы со многими элементами управления, чтобы получать оптимальные изображения с помощью своего оборудования. Основные элементы управления, имеющиеся на приборах, включают следующее:

Выбор датчика: для активации одного из двух-четырех датчиков, физически прикрепленных к портам датчика на приборе.

Выбор частоты преобразователя: для выбора центральной частоты ультразвуковых импульсов, излучаемых преобразователем. Современные преобразователи могут генерировать ультразвуковые лучи, охватывающие диапазон частот. Этот элемент управления используется для определения того, какая частота используется на изображении. Этот выбор влияет на разрешающую способность и проникающую способность.

Настройка глубины: для выбора вертикального размера поля изображения.

Фокус передачи: позволяет пользователям устанавливать количество и глубину фокальных зон передающего луча.

Регулировка выходной мощности: для изменения чувствительности прибора. Увеличение мощности передачи позволяет оператору видеть более слабые эхо-сигналы от тела. (Более высокие уровни мощности передачи также увеличивают акустическое воздействие на пациента.)

Общее усиление приемника: для изменения чувствительности прибора. Коэффициент усиления описывает степень усиления эхо-сигналов в приемнике. Более высокое усиление приводит к большему усилению, чем более низкое; общее усиление регулирует усиление по всему изображаемому полю.

Компенсация временного усиления (TGC): для компенсации ослабления ультразвукового луча в ткани. С компенсацией временного усиления усиление приемника автоматически увеличивается с увеличением глубины источника эхо-сигналов, так что эхо-сигналы от глубоких структур, которые подверглись значительному ослаблению, усиливаются сильнее, чем сигналы от неглубоких структур, которые подверглись меньшему ослаблению. Компенсация временного усиления управляется в большинстве приборов с помощью набора из шести-восьми регуляторов усиления, каждый из которых регулирует усиление приемника на разной глубине.

Сжатие: для изменения диапазона амплитуд (динамического диапазона) эхо-сигналов, отображаемых на изображении в виде оттенков серого. Большинство приборов применяют логарифмическое сжатие к эхо-сигналам, выходящим из приемника; степень сжатия контролируется пользователем и отображается в децибелах.

Другая предварительная обработка: для изменения эхо-сигналов перед их отправкой в память изображений. Например, некоторые приборы применяют к сигналам фильтры, увеличивающие границы. Другие позволяют оператору изменять плотность линий луча, добавляя больше линий луча в изображение для улучшения качества изображения, но снижая частоту кадров изображения.

Постобработка: изменение внешнего вида эхо-сигналов, уже сохраненных в памяти, на изображении. Доступны различные назначения постобработки, каждое из которых подчеркивает различные части амплитуд эхо-сигналов, сохраненных в виде изображения в оттенках серого.

Сохранение или покадровое усреднение: для включения изображений, полученных несколькими последовательными перемещениями датчика, в текущее изображение. Высокая сохраняемость приводит к сглаживанию изображения, но приводит к потере временной детализации.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

Ультразвуковые изображения создаются путем измерения интенсивности отраженного эха с учетом скорости звука (1540 м/с). Например, чтобы получить эхо-сигнал, возвращающийся с глубины 4 см, переданный импульс и возвращающееся эхо-сигнал преодолевают расстояние в 8 см со скоростью 1,54 мм / мкс.

Частота кадров при получении изображения уменьшается по мере увеличения глубины изображения, разрешения изображения и количества элементов преобразователя.

Ультразвуковое управление позволяет выровнять изображение путем регулировки общего усиления (децибел) и TGC.

Значение TGC устанавливается тем выше, чем больше глубина, чтобы компенсировать ослабление ультразвукового луча.

Расширенные возможности

Комплексная визуализация

Изображения в масштабе серого, полученные с использованием обычных линейных или криволинейных матриц, выглядят зернистыми или зашумленными, и это может вносить вклад в неточности при интерпретации результатов сканирования. Зернистый рисунок исходит из двух источников. Во-первых, ультразвуковые изображения подвергаются процессу, называемому спеклом, который приводит к случайному расположению точек серого цвета с различной интенсивностью сигнала на изображениях органов. Спекл-рисунок возникает из-за присутствия множества неразрешимых рассеивателей, которые вносят свой вклад в эхо-сигнал в каждом месте изображения. Как только количество рассеивателей становится настолько плотным, что инструмент визуализации не может их распознать, возникает распределение точек, источником которого является лежащее в основе случайное расположение рассеивателей. Вторая причина, по которой изображения кажутся зашумленными, заключается в том, что небольшие поверхностные отражатели, такие как границы тканей, мышечная фасция и стенки сосудов, часто расположены под неблагоприятным углом к падающему ультразвуковому лучу. Эхо-сигналы трудно уловить или они даже теряются, когда границы раздела мягких тканей не перпендикулярны ультразвуковому лучу.

Комплексная визуализация решает обе эти проблемы с помощью широких ультразвуковых пучков, ориентированных под разными углами по всей изображаемой области ( рис. 2.18 ). Узор спеклов в любом месте будет меняться в зависимости от направления падающего луча, поскольку положения отдельных рассеивателей относительно оси ультразвукового луча будут различаться. Таким образом, усредняя данные углового изображения в каждом месте, можно получить более плавный рисунок. Это улучшение качества изображения приводит к большей способности визуализировать области, которые демонстрируют незначительные изменения эхогенности по сравнению с фоновой тканью. Кроме того, при использовании опрашивающих лучей, падающих под разными углами, поверхности, которые могут быть неблагоприятно ориентированы по отношению к ультразвуковому лучу при одном направлении луча, могут оказаться таковыми при других углах при составном приеме. Таким образом, обычно достигается более полное определение структурных границ.

Рис. 2.18

Комплексное сканирование с помощью линейного матричного преобразователя. Данные эхо-сигнала, полученные в результате сканирования, выполненного под несколькими углами луча, усредняются по изображению.

На рис. 2.18 показаны только три угла съемки, но доступны большие нечетные числа, вплоть до 9. Операторы могут выбирать между различными уровнями компаундирования при сканировании. Большая степень компаундирования требует более длительного времени сканирования, что снижает частоту кадров изображения.

Гармоническая визуализация

Как упоминалось ранее, звуковые импульсы претерпевают нелинейные искажения при распространении через ткани ( рис. 2.19 ). Искажение сопровождается образованием гармонических частот (т.е. Добавленных к импульсу составляющих, которые являются целыми кратными основной частоте передаваемого импульса). Падающий импульс частотой 2 МГц имеет гармонические составляющие 4 МГц, 6 МГц и так далее, а эхо-сигналы будут содержать смесь основных и гармонических составляющих. Эти компоненты, хотя и не присутствуют в передающем импульсе, излучаемом датчиком, нарастают постепенно, по мере того как импульс проникает глубже в ткань. Поскольку это нелинейное явление, импульсы с более высокой амплитудой подвергаются гораздо большему искажению, чем импульсы с более низкой амплитудой, а центральная часть ультразвукового луча, где интенсивность луча наибольшая, подвергается большему гармоническому преобразованию, чем слабые края луча. Таким образом, гармонический луч уже основного луча, что обеспечивает улучшенное поперечное разрешение. Гармоническая визуализация тканей выполняется путем фильтрации низкочастотных основных компонентов ультразвукового эхо-сигнала и использования компонентов второй гармоники для формирования изображений в масштабе серого. Распространены два подхода к обработке сигналов. В первом методе применяется частотная фильтрация для выделения частотной составляющей второй гармоники эхо-сигналов из основной. Во втором методе применяются методы инверсии импульсов (объясняются позже).

Рис. 2.19

Формы сигналов эхо-сигнала с их частотными спектрами для линейного распространения (сверху ) и нелинейного распространения (снизу ) через ткани с генерацией гармонического сигнала F2.

Методы частотной фильтрации требуют применения к передаваемому импульсу специального цифрового формирования импульса, чтобы гарантировать отсутствие перекрытия между эхо-сигналами в основной полосе частот и эхо-сигналами в спектре гармоник. Импульс короткой длительности, оптимизированный для достижения высокого разрешения по оси, содержит широкий спектр частот: чем короче импульс, тем шире диапазон частот. Метод фильтрации иногда называют узкополосным гармоническим из-за необходимости ограничить диапазон частот в передаваемом импульсе, чтобы высокочастотные компоненты в эхо-сигналах основной частоты не перекрывались с низкочастотными компонентами гармонических эхо-сигналов. Гармоники, как правило, имеют гораздо меньшую амплитуду, чем основные, поэтому значительное перекрытие сведет на нет преимущества использования гармонического режима.

Метод инверсии импульсов требует передачи двух импульсов вдоль одной и той же линии луча ( рис. 2.20 ). Первый представляет собой обычный импульс для визуализации с короткой продолжительностью и широкой полосой пропускания. После сбора эхо-сигналов для этого переданного импульса запускается второй импульс, который является точным отрицательным (сдвинутым по фазе на 180 градусов) первого импульса. Затем суммируются результирующие эхо-сигналы из двух последовательностей импульсно-эхо-сигналов. При линейном распространении два эхо-сигнала должны компенсировать друг друга, и никакой сигнал не будет отображаться вдоль этой линии луча (см. Рис. 2.20А ). Однако из-за нелинейного распространения эхо-сигналы от передаваемых импульсов со сдвигом по фазе не будут подавляться. Нелинейные искажения полупериодов положительного сжатия исходной ультразвуковой волны не вычитаются из формы волны, сдвинутой на 180 градусов. Разница между обеими последовательностями импульсов заключается в гармоническом сигнале (см. Рис. 2.20B ). Очевидным преимуществом инверсии импульсов или фазы по сравнению с узкополосными гармониками является использование импульсов меньшей длительности с присущим им лучшим разрешением по оси. Недостатком инверсии импульсов является необходимость использования двух передающих последовательностей импульсов-эхо-сигналов для каждой линии луча, что снижает частоту кадров изображения вдвое.

Рис. 2.20

Метод инверсии импульсов для выделения гармонических сигналов. Добавлены эхо-сигналы от двух последовательных передач импульсов: первого с обычным импульсом, а другого с импульсом, который точно такой же отрицательный, как первый (отклонен по фазе на 180 градусов). Линейные части эхо-сигналов подавляют (A), тогда как гармоники объединяются (B).

Предполагается, что любой из методов помогает уменьшить реверберационный шум на изображениях и, таким образом, улучшить качество изображения. Пример представлен на рис. 2.21 . Эхо-сигналы внутри этого кистозного образования в молочной железе вызваны отражением частей падающего импульса по мере его прохождения через слои ткани, расположенные проксимальнее образования. На гармонические эхо-сигналы не так сильно влияют колебания, происходящие в вышележащих тканях, поскольку гармонические компоненты еще не сформировались в заметной степени, когда падающий импульс проходит вблизи поверхности кожи.

Рис. 2.21

Изображение кисты молочной железы с обычной обработкой (слева ) и с гармонической обработкой (справа ). Артефакт реверберации уменьшен. Фонд , Фундаментальный; Вред , гармонический.

Контрастные вещества (см. Главу 35 )

Можно усилить эхо-сигналы от области, если присутствуют небольшие пузырьки газа. Именно так контрастные вещества усиливают эхо-сигналы от крови. Ультразвуковые контрастные вещества состоят из крошечных пузырьков газа, либо воздуха, либо газа с высокой молекулярной массой, стабилизированных фосфолипидной оболочкой. Одним из первых доступных контрастных веществ был Альбунекс (Mallincrodt Medical, Сент-Луис, Миссури), изготовленный путем обработки человеческого сывороточного альбумина ультразвуком в присутствии воздуха. Был разработан ряд аналогичных препаратов, которые доступны в продаже, каждый из которых имеет определенный материал оболочки или газ. Размеры пузырьков обычно находятся в диапазоне от 1 до 5 мкм. Несмотря на то, что эти пузырьки маленькие, они могут создавать эхо-сигналы большой амплитуды и поэтому используются для усиления эхо-сигналов от мелких кровеносных сосудов, а иногда и от камер сердца.

Поведение пузырьков газа, подвергнутых воздействию ультразвукового луча, может быть использовано для различения эхо-сигналов от контрастных веществ и эхо-сигналов от тканей, в которых вещество отсутствует. Первое свойство — это легкость, с которой пузырьки отражают нелинейно, создавая эхо-сигналы не только частоты, передаваемой преобразователем, но и гармоник передаваемой частоты. Например, когда пузырьки с контрастным веществом отражают волны частотой 3 МГц, возникают эхо-сигналы основной (3 МГц), второй гармоники (6 МГц) и выше, а также субгармонические (1,5 МГц). Настройка прибора на выбор гармонических частот помогает изолировать эхо-сигналы от контрастного вещества. Ультразвуковые приборы, настроенные для получения изображений с контрастным веществом, иногда используют сложные последовательности импульсно-эхо-сигналов, где результирующие эхо-сигналы могут быть объединены таким образом, что вытягивают эхо-сигналы, возникающие в результате нелинейных отражений от пузырьков, и подавляют эхо-сигналы от других отражателей.

Еще одно свойство, которое может быть использовано при их обнаружении, заключается в том, что пузырьки контрастного вещества разрушаются ультразвуковыми импульсами высокой амплитуды. Таким образом, пузырьки обнаруживаются путем передачи разрушающего импульса высокой амплитуды, сбора эхо-сигналов, затем передачи второго импульса и сравнения эхо-сигналов от двух. Эхо-сигналы от пузырьков с контрастным веществом будут присутствовать при первом импульсе, но отсутствовать при втором из-за деструктивного воздействия первого импульса. Манипулирование эхо-сигналами выполняется только для выделения сигналов от агента, что иногда полезно для обнаружения кровотока в мелких сосудах. Ультразвуковые приборы с режимами визуализации контрастных веществ, таким образом, могут реализовывать специальные последовательности импульсов для получения эхо-сигнала от самого вещества.

Коды и сигналы

Для достижения наилучшего пространственного разрешения операторы оборудования стараются использовать при сканировании как можно более высокую частоту ультразвука. К сожалению, высокие частоты ультразвука сильно ослаблены, поэтому необходимость адекватного проникновения луча обычно ограничивает частоту, которую можно эффективно использовать. Если бы было возможно увеличить мощность передачи, посылая более энергичные импульсы в ткани, это улучшило бы проникновение этих высоких частот. Мощность передачи можно увеличить, увеличив амплитуду ультразвукового импульса, излучаемого преобразователем. Однако это работает только до определенного момента, поскольку нелинейные искажения, ограничения оборудования и предписания к ультразвуковому оборудованию в целях безопасности приводят к ограничениям амплитуды передаваемых импульсов от преобразователя. Что касается вопроса о потенциальных биологических эффектах, текущая практика Управления по контролю за продуктами питания и лекарствами США требует от производителей ультразвукового оборудования ограничивать амплитуду передаваемого импульса уровнями, которые имеют значения MI 1,9 или менее.

Другой способ обеспечить более энергичную передачу импульса без превышения пределов амплитуды или возможностей оборудования — увеличить длительность импульса. Однако сначала необходимо особым образом закодировать импульс, что позволило бы восстановить кратковременный импульс с сопутствующим ему хорошим разрешением по оси после получения эхо-сигналов. Использование кодированного возбуждения является одним из средств достижения этой цели.

Кодированное возбуждение придает уникальную сигнатуру передаваемому ультразвуковому импульсу. Сам импульс имеет очень большую длительность по сравнению с обычными импульсами, применяемыми при ультразвуковом исследовании. Однако перед подачей на преобразователь он модулируется определенным шаблоном из 1 и 0 секунд. Пример формы волны, обнаруженной при кодированной передаче сигнала одного производителя детектором в воде, представлен на рис. 2.22 . Этот передаваемый импульс большой длительности подвергается отражению на границах раздела, и преобразователь снова регистрирует эхо-сигналы. После усиления и формирования луча эхо-сигналы отправляются в специальный процесс декодирования, часто называемый согласованным фильтром, для восстановления сигналов, обладающих свойствами импульсов малой длительности. Для некоторых кодов требуются две последовательности импульсно-эхо-сигналов, каждый передаваемый импульс имеет несколько отличающиеся характеристики синхронизации, но вместе они обладают взаимодополняющими свойствами. При объединении эхо-сигналов процесс устраняет артефакты, известные как боковые лепестки диапазона, которые иногда присутствуют при использовании кодов. Тем не менее, с помощью методов кодированного возбуждения можно добиться как эффекта получения импульса короткой длительности, так и импульса гораздо большей амплитуды.

Рис. 2.22

Сравнение форм передаваемых сигналов с использованием обычного импульсного (верхний ) и кодированного возбуждения (нижний ). Кратковременный характер реакции системы восстанавливается после кодированного возбуждения путем применения специальных схем декодирования или согласованного фильтра.

Другой тип кода — это чирикающий импульс. Чириканье — это короткая передающая пачка, или импульс, частота которого меняется в зависимости от длительности импульса. Опять же, специальные схемы декодирования позволяют восстановить исходную длительность короткого импульса, обеспечивая при этом гораздо лучшее проникновение луча, чем при обычной передаче импульсов малой длительности.

Панорамное изображение

Иногда желательно отображать область изображения большего размера, чем та, которая обеспечивается просто форматом ультразвукового преобразователя. Эффективным методом расширения поля изображения является метод, при котором оператор свободно перемещает зонд параллельно плоскости изображения, а движение зонда отслеживается по изменениям самого изображения. Поскольку датчик перемещается вручную, программное обеспечение для обработки изображений определяет величину бокового перемещения от одного кадра к следующему. Это позволяет программному обеспечению регистрировать новую информацию об изображении в месте, которое точно соответствует его анатомическому положению по отношению к структурам, изображенным на исходном изображении.

Изображение артерий руки, показанное на рис. 2.23, иллюстрирует один из результатов этого процесса. Хотя исходное изображение с линейного матричного преобразователя, используемого при создании изображения, будет иметь ширину всего около 4 см, тщательное перемещение зонда вместе с программным обеспечением для регистрации изображений обеспечивает расширенный обзор плечевой и лучевой артерий.

Рис. 2.23

Визуализация с расширенным полем зрения. Это изображение плечевой и лучевой артерий руки простирается более чем на 20 см. Он создан путем отслеживания движения датчика во время сканирования с использованием корреляционной обработки, применяемой к данным изображения в серой шкале.

(Любезно предоставлено Siemens Medical.)

Объемная визуализация

Преобразователи, сравнимые по размеру с обычными зондами, но обладающие трехмерными (3D) возможностями, сделали возможным получение 3D-изображений при ультразвуковом исследовании. Некоторые приложения, по-видимому, получают большую пользу от использования 3D, особенно для визуализации плода и определенных сосудистых структур ( рис. 2.24 ). При 3D-сканировании получают ультразвуковые изображения в сером или цветном масштабе по всему 3D-объему. Помимо более обширного набора данных, получаемого с помощью большого количества 2D-изображений, набор 3D-изображений обеспечивает новые виды, недоступные при обычном 2D-сканировании, что может улучшить интерпретацию и анализ. Более того, 3D-изображения часто более интуитивно понятны, чем наборы обычных 2D-изображений, для тех, кто не является специалистом в области медицинской визуализации, что облегчает общение с направляющими врачами и пациентами.

Рис. 2.24

Трехмерное изображение бифуркации сонной артерии с поверхностной визуализацией. CCA , Общая сонная артерия; ECA , наружная сонная артерия; ICA , внутренняя сонная артерия.

Для получения 3D-данных ультразвуковой преобразователь физически перемещается перпендикулярно плоскости получаемого изображения (рис. 2.25 и 2.26) или 2D-плоскость переводится электронным способом, и изображения сохраняются с заданными пространственными интервалами в памяти изображений. Совокупность полученных таким образом изображений можно рассматривать как объемное сканирование. Мы думаем о полученных плоскостях изображения (т. е. Изображениях, сгенерированных методами развертки луча в реальном времени, рассмотренными ранее) и реконструированных плоскостях, или новых изображениях, сгенерированных с использованием всего набора данных 3D-изображения. Для каждого снимаемого объема, чем короче расстояние между полученными плоскостями, тем лучше будет детальное разрешение 3D-набора данных, но возрастут требования к хранению и обработке изображений.

Рис. 2.25

Устройство для получения трехмерных изображений путем перевода датчика от руки или автоматического электронного сканирования луча. Для ручного перевода методы отслеживания зонда различаются: от отсутствия отслеживания, когда предполагается, что перевод осуществляется с одинаковой скоростью; до обнаружения изменений в структуре изображения, когда изменения могут быть связаны с переводом плоскости сканирования; до подключения датчиков к преобразователю таким образом, чтобы положение и ориентация каждой записанной плоскости изображения были точно известны. При электронном сканировании луча ничего из этого не требуется.

Рис. 2.26

Обычно используемый трехмерный преобразователь в сборе. В этом устройстве плоскость изображения перемещается механическим перемещением внутри корпуса преобразователя датчика с криволинейной матрицей или электронным сканированием луча (управление в третьем измерении).

Другой подход к получению 3D-данных заключается в использовании двумерных матриц ультразвуковых преобразователей. Данные из этих 2D-матриц позволяют получать наборы объемных данных без необходимости механических манипуляций внутри корпуса датчика или перемещения зонда оператором. Они достаточно быстры, чтобы получать изображения сердца взрослого человека в режиме реального времени.

Существуют различные способы отображения объемных данных. Предпочтительный метод зависит от характера данных и их возможного использования. Например, в эхокардиографии один из подходов заключается в одновременном отображении двух ортогональных плоскостей изображения, которые представляют традиционные плоскости получения ультразвука, наряду с одной или несколькими реконструированными С-плоскостями (плоскостями постоянной глубины), изображающими структуры в плоскости на выбранном расстоянии от датчика.

Методы получения и отображения объема часто поддерживают многовидовые дисплеи, как показано на рис. 2.27. Изображение в правом нижнем углу представляет весь объем цветных данных, полученных из почки. Данные эхо-анализа в серой шкале на этом виде не отображаются. Остальные три изображения представляют собой отдельные плоскости изображения. Верхний левый — это нормальная плоскость съемки, представляющая одну из плоскостей, используемых в качестве входных данных для объема набора данных. Ортогональная реконструированная плоскость представлена на верхнем правом изображении . Хотя это изображение могло быть получено простым поворотом исходной плоскости сканирования на 90 градусов, здесь оно рассчитано на основе набора 3D-данных. Нижнее левое изображение представляет собой еще одну реконструированную плоскость на фиксированной глубине от датчика. Одним из очень полезных аспектов этого типа 3D-сканирования является возможность генерировать новые плоскости изображения, подобные показанной здесь, которые недоступны при обычном 2D-изображении.

Рис. 2.27

Отображение трехмерной ультразвуковой информации о почке. Вверху слева , одна из нескольких плоскостей съемки. Вверху справа — построенная плоскость, ортогональная плоскостям съемки. Внизу слева — реконструированная С-плоскость (постоянная глубина), представляющая вид короны. Справа внизу объемное изображение кровеносных сосудов, полученное с помощью цветной допплерографии.

(Предоставлено General Electric.)

Помимо многоэкранных дисплеев, для обработки данных 3D-УЗИ были признаны полезными различные методы объемной визуализации и визуализации поверхности. Изображение плода на рис. 2.28 использует пороговое значение и визуализацию поверхности для отображения вида, аналогичного визуальному изображению структур. Этот метод работает в случаях, когда контрастность изображения достаточно высока для обнаружения поверхности автоматизированными методами. Большой контраст при цветной допплерографии также позволяет отображать изображения поверхности крупных сосудов (см. Рис. 2.24 ). Эти изображения могут передавать информацию о форме и диаметре просвета, ходе сосуда и взаимосвязи между характеристиками кровотока в соседних сосудах. Изображения с объемной визуализацией, такие как изображения почки на рис. 2.27 , также могут быть полезны, особенно когда изображения включают цветное или силовое доплеровское отображение сосудистой сети. С помощью таких методов можно легко оценить сложную взаимосвязь между сосудами разного диаметра и в разных местах расположения.

Рис. 2.28

Визуализированное изображение плода с четким изображением черт лица и других анатомических деталей.

(Предоставлено General Electric.)

По мере того, как вычислительные технологии и методы обработки изображений становятся более мощными, а быстродействие процессоров повышается, будет расширяться использование 3D-ультразвука. Огромные объемы данных, необходимые для этих методов, раньше были непосильной нагрузкой даже для мощных рабочих станций, но сейчас это не так. Более того, вполне вероятно, что возможности обработки данных процессоров завтрашнего дня вряд ли будут оспорены современными подходами к получению, обработке изображений и отображению. Диагностические возможности сонографических инструментов, вероятно, будут продолжать расширяться, тем самым повышая диагностическую точность ультразвуковой визуализации.

Формирование виртуального луча

Традиционная ультразвуковая диагностика, описанная до этого момента, усиливает взаимозависимость в отношении детализации и временного разрешения (обсуждалось ранее). Например, как множественные фокусы пропускания, так и увеличение плотности линий сканирования (строк на кадр) улучшают детальное разрешение, но снижают частоту кадров (ухудшая временное разрешение). Этой взаимозависимости можно избежать, применив иной подход к принципу импульсно-эхо-сигнала, а именно используя множество элементов в преобразователе для направления широких, расфокусированных лучей ультразвука в анатомию, обнажая обширную область ткани по мере прохождения широкого импульса по траектории. Эхо-сигналы от облученных областей в разное время возвращаются к задействованным элементам преобразователя, которые сейчас находятся в режиме приема. Масштабная параллельная обработка (во всех каналах приема одновременно) выделяет эхо-сигналы из этой объединенной эхо-информации и затем помещает их в память изображений в их соответствующих анатомических местах. Поскольку для отображения соответствующей информации на изображении требуется меньше передаваемых импульсов, увеличивается частота кадров. Этот процесс можно описать как вычислительный подход с обращением во времени, который оценивает обратное распространение передаваемого импульса, тем самым извлекая физическое местоположение эхо-сигналов и выявляя анатомические структуры, которые генерировали эхо-сигналы. Это форма ретроспективного формирования виртуального луча, которая позволяет сфокусировать все пиксели в поле зрения, что приводит к более высокой частоте кадров, чем достигалось ранее. Синтетическая фокусировка достигается за счет сложной обработки принимаемого сигнала, которая эффективно пропускает узкий ультразвуковой луч через все участки изображения и затем обрабатывает информацию. При таком подходе улучшается как детальное, так и временное разрешение.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

Различные передовые методы могут улучшить качество ультразвуковых исследований сосудов:

Комплексная визуализация лучше выявляет аномалии стенок, такие как атеросклеротические бляшки и венозные тромбы.

Гармоническая визуализация может улучшить детализацию изображения за счет уменьшения артефактов реверберации.

Контрастные вещества могут помочь оценить проходимость сосудов и даже оценить перфузию.

Кодированные импульсы, генерируемые датчиком, могут улучшить качество изображения и частоту кадров.

Панорамное изображение может отображать расширенную информацию и лучше отображать взаимосвязь между сосудами и мягкими тканями.

Объемная визуализация облегчает отображение информации на изображении и может использоваться для измерения объемов.

Формирование виртуального луча требует больших вычислительных ресурсов, но обеспечивает лучшее разрешение при более высокой частоте кадров, чем другие методы.

Принципы допплерографии

Эффект Доплера — это изменение частоты принимаемой волны при перемещении источника, отражателя или приемника. В медицинской ультрасонографии доплеровский сдвиг возникает, когда отражатели перемещаются относительно преобразователя (который является источником и приемником). Частота эхо-сигналов, возвращающихся от движущихся отражателей, выше для объектов, движущихся к датчику, и ниже для объектов, удаляющихся от датчика. Частота доплеровского сдвига, или доплеровский сдвиг, или доплеровская частота, представляет собой разницу между принятой и переданной частотами. Сдвиг определяется движением отражателя и пропорционален ему.

Уравнение Доплера

Эффект Доплера используется для обнаружения и оценки кровотока и движения тканей (например, движения стенок сердца). Типичная схема показана на рис. 2.29. Ультразвуковой преобразователь помещается в контакт с поверхностью кожи; он передает луч с частотой f _o. Принимаемая частота f _Rбудет отличаться от f _o, когда ЭХО-сигналы принимаются от движущихся рассеивателей, таких как эритроциты. Частота доплеровского сдвига (f _D) — это разница между принятой и переданной частотами. Доплеровский сдвиг определяется уравнением Доплера:

<Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-9-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’fD=fR−fo=2FOVCOSθC’>???cos?fD= fR−fo= 2fovcosθc fD=fR−fo= 2fovcosθc

где c — скорость звука, V — скорость потока, а θ — угол между направлением потока и осью ультразвукового луча (направлением распространения ультразвука), обращенной к преобразователю.

Рис. 2.29

Устройство для обнаружения доплеровских сигналов из крови. Угол θ — это доплеровский угол, который представляет собой острый угол между направлением движения (потока) и осью луча.

Символ θ называется доплеровским углом и влияет на регистрируемую скорость для данной доплеровской частоты. Когда поток направлен непосредственно к датчику, θ равно 0 градусам, cos θ равно 1, а доплеровский сдвиг максимален для данной скорости потока. Сдвиг частоты, обнаруженный для этой ориентации, будет максимальным, который может быть получен для условий течения. Чаще всего ультразвуковой луч падает под углом, отличным от 0 градусов, и регистрируемая доплеровская частота уменьшается в соответствии с коэффициентом cos θ. Например, при 30 градусах доплеровская частота будет составлять 87% от частоты при 0 градусах; при 60 градусах она будет составлять 50% от ее значения при 0 градусах. Наконец, когда поток направлен перпендикулярно направлению ультразвукового луча, θ равно 90 градусам, а cos θ равно 0, поэтому доплеровский сдвиг не обнаруживается, независимо от того, что это за поток! На практике луч преобразователя обычно ориентирован под углом 30-60 градусов к просвету артерии для получения надежного доплеровского сигнала.

Непрерывноволновая допплерография

Непрерывноволновая (CW) допплерография выполняется различными приборами, начиная от простых недорогих портативных допплеровских установок и заканчивая высококачественными дуплексными приборами, в которых непрерывная допплерография является одним из нескольких режимов работы. Структурная схема необходимых компонентов аппарата непрерывной допплерографии представлена на рис. 2.30. Передатчик непрерывно возбуждает передающую секцию ультразвукового преобразователя, посылая непрерывный луч с частотой f _o. Эхо-сигналы, возвращающиеся к датчику, имеют частоту f _R. Эти сигналы усиливаются в приемнике, а затем отправляются на демодулятор для извлечения доплеровского сигнала. Здесь сигналы умножаются на опорный сигнал от передатчика, создавая смесь сигналов, часть из которых имеет частоту, равную (f _R+ f _o), а часть − частоту (f _R— f _o). Суммарная частота (f _R+ f _o) очень высока (примерно в два раза больше f _o) и устраняется электронной фильтрацией. На выходе остаются сигналы с частотой ( f _R− f _o), которые являются доплеровским сигналом!

Рис. 2.30

Прибор для доплерографии с непрерывным излучением. Доплеровский сигнал получается путем демодуляции усиленных эхо-сигналов и последующего применения фильтра нижних частот. Поскольку сигналы обычно находятся в слышимом диапазоне, для воспроизведения доплеровских сигналов может использоваться громкоговоритель.

Каковы типичные доплеровские частоты кровотока? Предположим, что V = 20 см/ с; частота ультразвука (f _o) составляет 5 МГц (5 × 10 ⁶ Гц); а скорость звука (c) равна 1540 м/ с. Пусть θ равно 0 градусам, так что cos θ равно 1. Используя уравнение 2.9 , находим:

<Роль диапазона=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-10-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» данные-mathml=’fD= 2 ×(5×106 циклов / с) × 0,2 м / с1540 м /с = 1299 Гц’>??=2×(5×106циклов/?) ×0,2?/?,, fD= 2 × (5×106 циклов/с) × 0,2 м/с1540 м/с = 1299 Гц

или около 1,3 кГц, что находится в пределах слышимого диапазона частот. Отфильтрованный выходной доплеровский сигнал может подаваться на громкоговоритель или наушники для звуковой интерпретации оператором. Сигналы также могут быть применены к системе спектрального анализа (обсуждается позже).

Возможно исключить сигналы определенных частотных диапазонов из выходного сигнала. Это делается в приборах, которые имеют дополнительные электронные фильтры в своей схеме. Например, при исследовании кровотока относительно низкочастотные доплеровские сигналы, возникающие в результате движения стенок сосудов, могут быть исключены из выходных данных путем применения фильтра высоких частот. Более низкая частота среза таких настенных фильтров обычно выбирается оператором.

Непрерывноволновый доплеровский контроль

Базовые установки непрерывной допплерографии обычно имеют всего несколько элементов управления, но операторы должны быть знакомы с ними на своем собственном оборудовании. Примеры включают следующее:

Мощность передачи: для изменения амплитуды сигнала от передатчика к преобразователю, таким образом изменяя чувствительность к слабым эхо-сигналам. В некоторых простых устройствах этот регулятор отсутствует, поэтому уровень передачи остается постоянным.

Усиление: позволяет изменять чувствительность прибора.

Усиление звука: для изменения громкости доплеровских сигналов, подаваемых на громкоговорители.

Настенный фильтр: для изменения частоты низкочастотного среза настенного фильтра.

Направленная допплерография

Базовый доплеровский прибор постоянного тока позволяет определять величину доплеровской частоты, но не показывает, направлен ли поток к датчику или от него (т. е. Положительный или отрицательный доплеровский сдвиг). Распространенным методом определения направления потока является использование квадратурного детектирования в доплеровском устройстве. После усиления принятых эхо-сигналов они разделяются на два идентичных канала для демодуляции. Каналы отличаются только тем, что опорные сигналы от передатчика, отправляемые на два демодулятора, отклонены по фазе на 90 градусов. Генерируются два отдельных доплеровских сигнала. Они идентичны, за исключением разности фаз между ними, и эта разность фаз может быть использована для определения, является ли доплеровский сдвиг положительным или отрицательным. Используются различные схемы, которые объединяют два квадратурных сигнала, чтобы обеспечить представление положительного и отрицательного потока в отдельных динамиках.

Импульсная допплерография

С помощью доплеровских приборов непрерывного действия отражатели и рассеиватели, перемещающиеся в любом месте луча, генерируют доплеровский сигнал. Невозможно отличить кровоток в сосуде, расположенном близко к поверхности, от кровотока, расположенного глубже в тканях. Импульсный доплеровский прибор обеспечивает распознавание доплеровских сигналов по глубине, позволяя обнаруживать движущиеся границы раздела и рассеиватели в пределах четко определенного объема образца ( рис. 2.31). Объем образца может быть расположен в любом месте вдоль оси ультразвукового луча, что позволяет осуществлять выборочный отбор доплеровских сигналов из одного сосуда, когда в луче находится более одного сосуда.

Рис. 2.31

Объем образца при импульсном допплерографировании. Эхо-сигналы с фиксированной глубины выбираются параметром дальности в зависимости от времени поступления. Размер объема образца зависит от ширины луча, длительности затвора и длительности импульса.

Основные компоненты прибора импульсной допплерографии показаны на рис. 2.32. Ультразвуковой преобразователь возбуждается кратковременным импульсом, а не непрерывно, как в приборе CW. Рассеянный и отраженный эхо-сигналы обнаруживаются одним и тем же преобразователем, усиливаются в приемнике и подаются на демодулятор. Выходной сигнал демодулятора затем подается на схему выборки и удержания, которая интегрирует (или усредняет) часть сигнала, выбранную с помощью регулятора диапазона (т. е. в течение заданного временного интервала после передачи исходного импульса). Положение и длительность затвора контролируются оператором. Стробированный сигнал, принимаемый в виде серии последовательностей импульсно-эхо-сигналов, формирует доплеровский сигнал, слышимый через громкоговоритель устройства. На рис. 2.32 квадратурные детекторы используются для формирования двух выходных каналов, позволяющих определять направление потока.

Рис. 2.32

Основные компоненты импульсного доплеровского прибора. Преобразователь возбуждается коротким импульсом; эхо-сигналы усиливаются в приемнике и отправляются на квадратурные демодуляторы. Часть демодулированного сигнала сохраняется в блоке отбора проб и удержания, который формирует доплеровский сигнал с использованием нескольких последовательностей импульсов и эхо-сигналов. V _aи V _b— это сигналы, которые могут быть обработаны для указания потока к датчику и от него.

Доплеровский сигнал, создаваемый импульсным доплеровским прибором, формируется на основе изменений фазы эхо-сигналов от движущихся объектов от одной последовательности импульсно-эхо-сигналов к следующей. Таким образом, PRF прибора должен быть достаточно высоким, чтобы важные детали доплеровского сигнала не терялись между передаваемыми импульсами (см. Следующий раздел о сглаживании в импульсном доплеровском режиме). После каждого переданного импульса доступна только небольшая часть доплеровского сигнала в пределах демодулированных эхо-сигналов, очерченных доплеровским вентилем или объемом доплеровской пробы. Для построения доплеровского сигнала, слышимого через громкоговорители, требуется несколько последовательностей импульсного и эхо-сигналов. Путем фильтрации выходных данных выборки и удержания от одной последовательности импульсов-эхо-сигналов к следующей формируется плавный доплеровский сигнал.

Дуплексная операция

Визуализация в серых тонах в реальном времени и получение импульсно-доплеровского сигнала обеспечивают дополнительную информацию, поскольку визуализация в серых тонах очерчивает анатомические структуры, а импульсная доплерография дает информацию о кровотоке. Дуплексные ультразвуковые приборы — это приборы серого диапазона реального времени со встроенными возможностями импульсной доплерографии. В клинических приложениях компонент визуализации в серой шкале пульсового эха используется для локализации областей, где необходимо исследовать кровоток, и для помощи в размещении доплеровского датчика, где должны оцениваться сигналы кровотока.

Область, представляющая интерес для доплеровских исследований, может быть выбрана на изображении в серой гамме путем размещения индикатора объема доплеровской пробы, или доплеровского вентиля ( рис. 2.33 ). Большинство дуплексных приборов позволяют оператору указывать угол доплера или направление кровотока относительно ультразвукового луча с помощью курсора, который оператор выравнивает с направлением кровотока. Угол доплера необходим для расчета скорости кровотока по доплеровскому сигналу.

Рис. 2.33

Изображение сонной артерии, полученное с помощью дуплексного ультразвукового прибора. Указатель объема образца установлен для обнаружения доплеровских сигналов изнутри артерии, а указатель угла доплеровского исследования ориентирован для “коррекции угла” доплеровских сигналов вдоль направления кровотока.

Выбор частоты

Конкурирующие физические взаимодействия определяют выбор рабочей частоты, используемой в ультразвуковом приборе. Для доплеровской диагностики выбор обычно продиктован необходимостью получения достаточной мощности сигнала для надежной интерпретации доплеровских сигналов. Ранее упоминалось, что интенсивность ультразвуковых волн от небольших рассеивателей, таких как эритроциты, быстро возрастает с увеличением частоты, пропорционально частоте, возведенной в четвертую степень. Поэтому представляется разумным использовать высокую ультразвуковую частоту для увеличения интенсивности рассеянных сигналов из крови. Однако с увеличением частоты также увеличивается скорость ослабления луча (см. Рис. 2.3 ). При выборе оптимальной частоты для определения кровотока эти конкурирующие процессы должны быть сбалансированы, и выбор рабочей частоты часто определяется глубиной ткани интересующего сосуда. Для мелких поверхностных сосудов, в которых ослабление от вышележащих тканей незначительно, обычно используются датчики с серой шкалой и доплеровские зонды, работающие на частоте от 7 до 10 МГц. При проведении допплерографии сонной артерии обычно используются несколько более низкие частоты, чтобы избежать значительных потерь на затухание, и типичными являются частоты от 4 до 5 МГц. Частоты до 2 МГц используются для определения кровотока в более глубоких артериях и венах брюшной полости и таза.

Доплеровский спектральный анализ

Во многих клинических случаях доплеровский сигнал слышен и может быть использован для получения адекватного клинического представления о соответствующих результатах. Имея опыт, сонографист может оценить скорость кровотока и охарактеризовать ее, просто прослушав.

Однако информация, содержащаяся в доплеровском сигнале, довольно сложна, поскольку она фиксирует информацию о динамике скорости кровотока. В крупных сосудах скорость кровотока неодинакова во всех точках, но соответствует определенному типу профиля кровотока (см. Главу 1 ). Если объем ультразвукового луча и образца велики по сравнению с диаметром просвета, ультразвуковые сигналы принимаются одновременно от крови, которая движется с разной скоростью. Следовательно, результирующий доплеровский сигнал является сложным.

Можно показать, что сложный сигнал, подобный показанному на рис. 2.34A, состоит из множества одночастотных сигналов (см. Рис. 2.34B ). Каждый из них имеет определенную амплитуду и фазу, так что при сложении вместе они образуют исходный сигнал. Спектральный анализ — это способ разделения сложного сигнала на его отдельные частотные составляющие, чтобы можно было определить относительный вклад каждой частотной составляющей в исходный сигнал (см. Рис. 2.34C ). Относительный вклад часто обозначается мощностью сигнала в заданном частотном интервале, а спектр называется спектром мощности.

Рис. 2.34

Сложная форма сигнала (А) может быть преобразована в комбинацию одночастотных сигналов (Б). (C) Спектральный анализ включает разделение сложного сигнала на его частотные составляющие и отображение величины каждой частотной составляющей, которая вносит свой вклад в сигнал.

Большинство приборов используют быстрое преобразование Фурье для проведения спектрального анализа доплеровских сигналов. Доплеровский сигнал подается в спектральный анализатор небольшими отрезками времени (например, 5 мс). Спектр мощности вычисляется и отображается вдоль вертикальной линии, где высота представляет собой диапазон частот, а яркость представляет мощность сигнала или интенсивность для этого диапазона ( рис. 2.35 ). Относительная интенсивность доплеровских сигналов зависит от количества клеток крови, генерирующих этот сигнал. Таким образом, яркость каждого частотного диапазона указывает на количество крови, текущей со скоростью, соответствующей этой доплеровской частоте. По мере отображения спектральных сигналов от одного сегмента анализируется последующий сегмент, создавая непрерывное отображение.

Рис. 2.35

Информация на спектральном доплеровском дисплее. Доплеровская частота (или скорость отражения) отображается вертикально, а время — горизонтально. Для каждого временного сегмента величина сигнала в определенных частотных диапазонах обозначается цветовым оттенком. Величина сигнала соответствует количеству крови, текущей в соответствующем направлении и со скоростью.

Дуплексные приборы отображают изображение в серой гамме вместе с дисплеем доплеровского спектра. Пример представлен на рис. 2.36. Вертикальная шкала на спектральном дисплее может быть либо доплеровской частотой (в герцах), либо скоростью (в сантиметрах в секунду или метрах в секунду). Для отображения скорости анализатор решает уравнение Доплера, чтобы вывести скорость из частоты доплеровского сигнала. Типичные способы применения доплеровского спектрального анализа рассмотрены в главе 3 .

Рис. 2.36

Спектральное отображение сонной артерии.

Сглаживание в импульсной допплерографии

Максимальный доплеровский сдвиг частоты, который может быть правильно измерен с помощью импульсного доплеровского прибора, ограничен глубиной объема доплеровской пробы и настройками прибора. Превышение этого предела вызывает сглаживание, что затем приводит к неправильному отображению доплеровских спектральных сигналов.

Рассмотрим ситуацию, проиллюстрированную на рис. 2.37. Как упоминалось ранее, импульсно-доплеровский прибор формирует доплеровский сигнал с использованием нескольких последовательностей импульсно-эхо-сигналов. Считается, что доплеровский сигнал дискретизируется, а частота дискретизации соответствует PRF прибора. На рис. 2.37 доплеровский сигнал представлен сплошной линией, а стрелки обозначают последовательные выборки этого сигнала. Нижняя форма волны отображает дискретизированный сигнал. В этом случае дискретизированный сигнал является превосходным представлением исходного сигнала, поскольку дискретизация производилась несколько раз для каждого цикла исходной формы сигнала.

Рис. 2.37

Отбор проб доплеровского сигнала. Сплошная линия сверху представляет собой синусоидальную волну, а стрелки обозначают моменты времени, когда берутся дискретные выборки сигнала. Пунктирная линия внизу — это отобранный сигнал.

Однако при использовании импульсной доплерографии не всегда возможно добиться того, чтобы PRF была значительно выше частоты доплеровского сигнала. Как обсуждается в следующем разделе, мы должны ограничить PRF, чтобы было достаточно времени для сбора эхо-сигналов от одного импульса преобразователя перед последующим импульсом. Это ограничение для PRF зависит от глубины объема образца. Чем больше расстояние до объема доплеровской пробы, тем больше времени требуется для получения эхо-сигналов из этой области и тем ниже должен быть PRF.

Чтобы избежать сглаживания, частота дискретизации, которая является PRF, должна быть как минимум в два раза больше доплеровской частоты. Это известно как предел Найквиста или критерий. Частота Найквиста — это минимальная частота дискретизации, которая может использоваться для правильной выборки сигнала заданной частоты. Если частота дискретизации ниже частоты Найквиста, происходит сглаживание. Наложение псевдонимов схематично показано на рис. 2.38. Фактический доплеровский сигнал (вверху) отбирается (стрелки ) с частотой менее двух раз за каждый цикл приема сигнала. Результирующий дискретизированный сигнал (см. Нижнюю часть рис. 2.38) имеет частоту, меньшую, чем частота фактического сигнала.

Рис. 2.38

Создание сглаживания, когда частота дискретизации менее чем в два раза превышает частоту сигнала. Верхняя кривая представляет собой сигнал, который дискретизируется в дискретные моменты времени, указанные стрелками. Нижняя кривая представляет собой низкочастотный псевдоним сигнала, возникающий в результате неадекватного отбора проб.

Сглаживание проявляется на доплеровском спектральном дисплее, как показано на рис. 2.39. Доплеровский спектр отображается на дисплее, при этом высокие скорости преобразуются в обратный поток непосредственно в точке сглаживания, а еще более высокие скорости в сигнале потока отображаются как постепенно снижающиеся скорости обратного потока.

Рис. 2.39

Отображение сглаживания на спектральном дисплее. (А) Спектр разворачивается. (Б) Коррекция сглаживания путем увеличения шкалы скоростей на приборе. (C) Исправление искаженного изображения путем корректировки базовой линии (в данном случае в сторону уменьшения).

Для устранения сглаживания используется несколько методов. Его часто можно устранить, увеличив пределы шкалы скоростей/частот спектрального отображения (см. Рис. 2.39B ). При увеличении шкалы прибор Допплерографии увеличивает PRF. Если его увеличить до предела Найквиста, сглаживание устраняется. Оператор также может регулировать базовую линию спектра, линию, представляющую скорость 0, вверх или вниз, назначая все спектральное отображение потоку, движущемуся только в одном направлении (см. Рис. 2.39C ). Это успешно, когда поток идет только в одном направлении. Другие способы устранения искажения включают использование более низкой доплеровской частоты, увеличение доплеровского угла или переключение на режим непрерывной волны. Эти подходы не так удобны, как изменение масштаба и смещение базовой линии, и поэтому обычно не используются.

Максимальная скорость, определяемая с помощью импульсной допплерографии

Как упоминалось ранее, для обнаружения доплеровского сигнала без сглаживания PRF прибора должна быть как минимум в два раза больше максимальной доплеровской частоты, которая регистрируется. Верхний предел PRF определяется временным интервалом, необходимым для распространения ультразвуковых импульсов в интересующий диапазон и возврата. Если времени между импульсами недостаточно, возникают неоднозначности диапазона из-за перекрытия эхо-сигналов от последовательных импульсов. При заданном объеме образца на глубине d и скорости звука (c), установленной на уровне 1540 м/ с, минимальное время, необходимое между импульсами (T _d), составляет 2 d / c (из уравнения диапазона). Максимально возможное значение PRF, PRF _max, просто обратно пропорционально T _d. Таким образом:

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-11-кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’PRFmax=1/Td=c/2d’>??max=1/??=?/2?PRFmax=1/Td=c/2d PRFmax=1 /Td=c/2d

Какова максимальная скорость кровотока, которую можно обнаружить, учитывая ограничение, выраженное в уравнении 2.11? Максимальная доплеровская частота , определяемая без сглаживания , теперь будет составлять PRF _max / 2 = c / 4 d . Используя уравнение Доплера и подставляя в f _D, получаем:

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-12-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’2foVmaxc=c4d’>2???макс?=?4?2foVmaxc=c4d 2foVmaxc=c4d

где V _max — максимальная скорость, определяемая без сглаживания. Решение для V _max :

<Роль диапазона=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-13-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’Vmax=c28fod’>?max=?28???Vmax=c28fod Vmax=c28fod

Предполагая скорость звука 1540 м / с, графики на рис. 2.40 генерируются с помощью уравнения 2.13, связывающего максимальную скорость отражения, которая может быть обнаружена, с глубиной отражения для трех различных ультразвуковых частот. По мере увеличения объема образца максимальная обнаруживаемая частота доплеровского сигнала и, следовательно, максимальная скорость кровотока, которая может быть обнаружена без сглаживания, уменьшается. На любой глубине более низкие частоты ультразвука позволяют отображать несмещенные доплеровские сигналы и, следовательно, более высокие скорости, чем на более высоких частотах.

Рис. 2.40

Максимальная скорость, определяемая с помощью импульсного доплера, в зависимости от глубины объема образца для трех различных ультразвуковых частот.

В некоторых приборах более высокие скорости, чем те, которые показаны на рис. 2.40, могут быть получены при выборе высокого PRF. В этом режиме допускается увеличение PRF прибора сверх предела, установленного уравнением 2.11 . В таком случае возникает неоднозначность диапазона, поскольку эхо-данные от последовательных передаваемых импульсов накладываются друг на друга. На дисплее отображается наличие нескольких объемов образцов, отображаемых на изображении. Однако, в целом, неоднозначность диапазона не является проблемой, поскольку оператор уже выбрал место для отбора проб сигналов кровотока перед активацией режима высокой PRF. Это работает лучше всего, если известен правильный объем пробы и отсутствуют сигналы кровотока в других местах взятия пробы. Если одно или несколько дополнительных мест для доплеровской пробы расположены на кровеносном сосуде, доплеровские сигналы из более чем одного объема пробы будут объединены в представление спектрального дисплея и приведут к неоднозначности.

Цветная допплерография

Формирование цветных доплеровских изображений

Цветная доплеровская визуализация (цветная доплеровская визуализация потока, color flow imaging) достигается путем оценки и отображения средних скоростей относительно направления ультразвукового луча рассеивателей и отражателей в пределах определенного поля зрения. Эхо-сигналы от движущихся отражателей отображаются таким образом, что цветовой оттенок, насыщенность или яркость указывают на относительную скорость. Данные цветного доплеровского изображения накладываются на данные в серой гамме, полученные от стационарных структур, для получения составного изображения.

Для обработки эхо-сигналов для получения цветных доплеровских изображений используется несколько методов. Некоторые из них работают с сигналами, полученными после доплеровской обработки сигнала, тогда как некоторые обрабатывают эхо-сигналы напрямую. Для каждого метода серия последовательностей импульсного эхо-сигнала отправляется вдоль оси с одним лучом. Эхо-сигналы от каждого последующего передаваемого импульса сравниваются с сигналами от предыдущего импульса, а затем оцениваются фазовые сдвиги в последующих сигналах. После того, как это сделано для всех последовательностей импульсов и эхо-сигналов вдоль линии луча, вычисляется средний доплеровский сдвиг частоты и, следовательно, средняя скорость. Этот процесс выполняется во всех местах вдоль линии луча, и расчетные скорости отображаются с использованием цветовой шкалы. Затем запрашивается другая линия луча и так далее.

В большинстве инструментов для получения оценок средних скоростей отражателей вдоль каждой линии луча могут использоваться 10 или более последовательностей передачи-приема. Термин пакеты импульсов был принят для обозначения последовательностей передачи-приема импульсов-эхо-сигналов, при этом размер пакета обозначает количество таких последовательностей вдоль каждой линии луча. Некоторые инструменты позволяют оператору изменять размер пакета напрямую; большинство из них изменяют размер пакета, когда оператор изменяет другие настройки управления, такие как предварительная обработка цвета.

Поскольку данные для каждой акустической линии, формирующей цветное доплеровское изображение, собираются с помощью нескольких последовательностей импульсно-эхо-сигналов, частота кадров при цветной доплеровской визуализации, как правило, ниже, чем частота кадров при анатомической визуализации в масштабе серого. При цветной допплерографии очевидны заметные различия между факторами, влияющими на качество цветного изображения и скорость сканирования или частоту кадров. Большинство приборов обеспечивают элементы управления обработкой сигналов, которые позволяют пользователю оптимизировать параметры изображения для конкретных приложений. Более высокая частота кадров часто сопровождается снижением качества изображения, поскольку для формирования изображения используется меньше акустических линий. Напротив, очень подробные цветные изображения, чувствительные к состояниям с низким потоком, часто получаются за счет более низкой частоты кадров.

Направление кровотока указывается отображаемым цветом; например, красный цвет может обозначать поток крови к датчику, а синий — от датчика. Следует иметь в виду, что цветной процессор отображает движение относительно направления ультразвукового луча для каждой линии луча, формирующей изображение потока. Различные части сосуда часто исследуются с разных направлений луча, либо из-за ориентации сосуда, либо в результате формата сканирования датчиком. Последняя проблема проиллюстрирована на рис. 2.41, на котором непрерывный поток через горизонтальный сосуд выглядит как синим (в сторону), так и красным (в направлении ) из-за разных углов луча, который исследует сосуд при использовании секторного преобразователя.

Рис. 2.41

Цветное доплеровское изображение горизонтального сосуда в фантоме кровотока. Поток на изображении идет слева направо; для секторного датчика он направлен к датчику на левой стороне изображения и от датчика на правой стороне. В верхней части цветовой карты указаны красный, оранжевый и желтый цвета, соответствующие увеличению положительных доплеровских сдвигов (вверх на карте от черной базовой линии с нулевым сдвигом в вертикальном центре). Аналогично, синие цвета назначены для увеличения отрицательных доплеровских сдвигов (вниз на карте).

Наложение псевдонимов на цветных дисплеях

Цветное доплеровское изображение создается при многократном применении доплеровских импульсов и, следовательно, может быть сглажено, как в случае импульсной доплерографии. Распространенным проявлением сглаживания является обтекание дисплея, что приводит к очевидному изменению направления потока ( рис. 2.42А ). Например, смещенный поток к зонду интерпретируется как поток, удаляющийся. Увеличение цветовой шкалы доплеровских скоростей увеличивает PRF процессора и устраняет проблему сглаживания, если скорости кровотока остаются в пределах допустимого диапазона скоростей на приборе (см. Рис. 2.42B ). Кроме того, смещение базовой цветовой линии (нулевое доплеровское положение на карте назначения цветов) изменяет цвета на те, которые были бы, если бы не было сглаживания. Этот метод эффективен, когда сигналы кровотока поступают только в одном направлении. Альтернативой является уменьшение частоты цветовой допплерографии.

Рис. 2.42

Наложение сглаживаний при цветной доплеровской визуализации. (А) Цветное доплеровское изображение сонной артерии с наложением сглаживаний. (B) Те же, что и в части A, за исключением того, что шкала скоростей была увеличена для устранения сглаживания путем увеличения частоты пульсирования (дискретизации) или частоты следования импульсов.

Силовая допплерография

Цветная доплеровская визуализация отображает скорости рассеяния относительно направления запрашивающего ультразвукового луча в положениях по всему полю изображения. Альтернативный метод обработки игнорирует скорость и просто оценивает силу (или мощность, или энергию) доплеровского сигнала, обнаруживаемого в каждом месте. Это зависит от концентрации клеток крови, движущихся в определенном направлении, и скорости движения. Так называемая визуализация в силовом или энергетическом режиме имеет как преимущества, так и ограничения.

Изображение режима мощности горизонтального сосуда в фантоме потока , изображенное на рис. 2.41, представлено на рис. 2.43 . Изображение в энергетическом режиме является непрерывным, а не разделенным на сегменты из-за различных направлений луча. Другими словами, энергетическое изображение не чувствительно к относительному направлению потока, как цветное доплеровское изображение. Еще одним преимуществом изображения в энергетическом режиме является то, что на него не влияет сглаживание. Изображение в энергетическом режиме отображает не скорости, а только значение, связанное с силой доплеровского сигнала, поэтому эффекты сглаживания не проявляются.

Рис. 2.43

Изображение в энергетическом режиме того же фантома потока, что и на рис. 2.41 . Изображение в энергетическом режиме нечувствительно к доплеровскому углу.

Таким образом, преимущества этого метода перед цветной допплерографией заключаются в следующем:

Энергетический режим более чувствителен к состояниям с низким и слабым потоком, чем цветовая допплерография.

Влияние угла на доплеровскую частоту устраняется, если только угол не становится настолько близким к перпендикулярному, что доплеровские сигналы оказываются ниже порога обнаружения потока цветовым процессором.

Наложение псевдонимов не влияет на отображение энергетического режима. Таким образом, обеспечивается более непрерывное отображение потока, особенно в труднодоступных для сканирования областях.

Недостатки визуализации в энергетическом режиме также очевидны:

Информация о скорости отражения и направлении потока относительно датчика не отображается. Иногда эти характеристики важны для диагностики. Отображается только наличие потока.

Формирование изображения, как правило, происходит медленнее, а частота кадров изображения ниже из-за использования большего усреднения сигнала в энергетическом режиме, чем в скоростном. Следовательно, проблемы с артефактом вспышки, вызванные доплеровскими сигналами от медленно движущихся мягких тканей, более серьезны в энергетическом режиме, чем в скоростном.

ПРАКТИЧЕСКИЕ СОВЕТЫ

Доплеровские методы измеряют доплеровский сдвиг частоты, вызванный перемещением крови.

На практике этот сдвиг частоты может составлять до 38 961 Гц при несущей частоте, например, 5 000 000 Гц и скорости кровотока 600 см/с (см. Уравнение 2.10 ).

По мере увеличения угла опроса между доплеровским лучом и текущей кровью сдвиг частоты уменьшается. Коррекция угла используется для компенсации этого физического явления для получения точного расчета скорости.

Сглаживание наблюдается в методах, основанных на допплерографии, которые требуют отправки / приема импульсов, и может быть частично скорректировано путем увеличения частоты следования импульсов (что эквивалентно увеличению диапазона скоростей) или уменьшения несущей частоты допплерографии.

Силовая допплерография не подвержена сглаживанию и минимально зависит от угла наклона, за исключением случаев, когда кровоток находится почти перпендикулярно ультразвуковому лучу.