Принципы ультразвука для реаниматолога

где r — радиус отверстия зонда, а f — частота луча, т. е. Чем шире отверстие и выше частота, тем длиннее ближнее поле (в пределах, описанных ниже).

Это важно, потому что боковое разрешение, или способность различать как отдельные два объекта, лежащие бок о бок перпендикулярно падающему лучу, зависит от толщины луча. Высокочастотные лучи тоньше; следовательно, резкость и разрешение изображения улучшаются при использовании высокочастотных лучей и в ближнем поле, а не в дальнем поле. Расхождение луча с увеличением глубины приводит к усилению размытости более глубоких структур, поскольку две точечные структуры, по-видимому, сливаются вместе, а не кажутся отдельными.

Ультразвуковые лучи также можно фокусировать для направления максимальной энергии луча в фокальную зону луча либо с помощью акустической линзы, либо путем электронного формирования луча, как описано ниже.

Типы ультразвуковых лучей и зондов

Одиночный луч ультразвука может отображать только очень тонкий цилиндр ткани (одномерный режим). Если требуется визуализировать прямоугольный участок ткани большего размера (двухмерный режим), то несколько ультразвуковых лучей, исходящих последовательно от расположенных рядом пьезоэлектрических элементов в линейном преобразователе, создадут параллельную матрицу лучей в одной плоскости. Этот тип преобразователя обычно используется при визуализации сосудов. Ширина участка, получаемого с помощью линейного преобразователя, ограничена шириной или “следом за поверхностью” линейного матричного преобразователя. Криволинейная матрица имеет изогнутую поверхность с лучами, посылаемыми расходящейся матрицей, что позволяет визуализировать больший “сектор” ткани, чем линейный зонд, но с сопутствующим искажением изображения и потерей поперечного разрешения по причинам, описанным выше.

Однако необходимость получения изображения больших участков грудной клетки при сохранении площади, достаточно маленькой, чтобы поместиться между ребрами, требует использования узкой матрицы лучей, исходящих из центра крошечного зонда, который перемещается электронным способом из стороны в сторону, как в обычном радаре (сканирование с фазированной антенной решеткой). В этом методе последовательное включение отдельных пьезоэлектрических элементов бесконечно мало разделено по времени, так что интерференция волн Гюйгенса между этими отдельными лучами отклоняет весь волновой фронт. Изменяя последовательность срабатывания этих пьезоэлектрических элементов, луч перемещается из стороны в сторону по сектору. Это типичные зонды, используемые для визуализации органов грудной клетки и сердца. Примеры этих зондов показаны на рис. 1.1.

Рис. 1.1

(a) Линейный зонд: обычно используется для визуализации сосудистых структур. (b) Криволинейный или выпуклый зонд: это стандартный абдоминальный зонд, который сканирует широкий сектор, позволяя визуализировать внутренние органы брюшной полости, включая матку

Электронная фокусировка луча использует тот же принцип, запуская внешние лучи перед более центральными, создавая таким образом вогнутый, сфокусированный фронт ультразвука.

Ультразвуковые зонды можно (а) перемещать в другое положение на поверхности тела; (б) поворачивать вдоль длинной оси в том же положении по часовой стрелке или против часовой стрелки; (в) поворачивать из стороны в сторону для получения изображений в одной плоскости с обеих сторон; или (г) наклонять вперед и назад, чтобы они указывали в сторону более глубокой структуры или в сторону от нее. Согласно соглашению, датчик расположен в верхней части экрана, так что структуры, расположенные ближе к коже, находятся в верхней части экрана, а те, что дальше от датчика, расположены ниже на экране. Кроме того, ориентация влево-вправо обеспечивается подтверждением того, что расположение физического выступа или кнопки на боковой стороне зонда соответствует зеленой точке в верхней части сектора сканирования на экране изображения.

Передача ультразвуковых волн в ткани

Звук — это вибрация, распространяющаяся в среде продольными волнами сжатия и разрежения. Слышимые звуковые волны в воздухе имеют частоту в диапазоне от 20 до 20 000 циклов в секунду, или Герц (Гц), тогда как ультразвуковые волны, используемые в клинических приборах, имеют “сверхвысокую” частоту 1-10 миллионов, или мега, Гц (МГц). В отличие от низкочастотных звуков, которые можно услышать, например, за углом, эти ультразвуковые волны проходят через ткани по прямым линиям.

Звуковые волны определяются частотой (f), длиной волны (λ) и скоростью (v) распространения в среде, так что v = fλ.

Таким образом, частота и длина волны обратно пропорциональны друг другу. Амплитуда волны является выражением ее энергии, и вместе с частотой, длиной волны и скоростью эти четыре характеристики определяют наиболее важные свойства звуковых волн.

Скорость звука v в среде определяется уравнением: v = (B/ D)^1/2,

где B — модуль упругости среды, а D — плотность. Таким образом, звук обычно проходит быстрее через более жесткие материалы, такие как кость, по сравнению с мышцами. Средняя скорость звука в тканях тела составляет 1540 м / с, что примерно равно скорости звука в физиологическом растворе или морской воде. С другой стороны, сопротивление, которое материал оказывает прохождению звуковых волн через него, называется его акустическим сопротивлением Z и является произведением плотности материала и скорости звука. Опять же, кость будет сопротивляться прохождению ультразвука гораздо сильнее, чем мягкие ткани или мышцы. В таблице 1.1 приведены сравнительные скорости распространения звуковых волн в средах различной плотности.

Таблица 1.1

Скорости распространения звуковых волн в материале различной плотности

Средний	Скорость (м /с)
Воздух	330
Вода	1,500
Жирные	1,440
Мягкие ткани	1,540
Мышцы	1,565
Кровь	1,570
Кость	4,080
Металлические	5,090

При прохождении через ткани звуковые волны могут воздействовать следующими способами:

1.

Поглощение: Это отложение звуковой энергии внутри ткани, где она преобразуется в тепло, уменьшая любой обратный сигнал обратно к преобразователю для формирования изображения. Поглощение пропорционально расстоянию прохождения (путь запрашивающего луча + обратный путь эхо-сигнала), так что более глубокие ткани труднее визуализировать. Поглощение также зависит от квадрата частоты волны. Это объясняет, почему низкочастотные волны проникают глубже в ткани (например, вы можете ”почувствовать“ глубокие вибрации басового барабана в своих «костях”), но высокочастотные волны доступны только для получения изображения поверхностных тканей. Однако, чем длиннее длина волны (т. е. Чем ниже частота), тем меньшее пространственное разрешение может быть обеспечено в результирующем изображении, что объясняет, почему детали внутриклеточной структуры разрешаются электронными микроскопами, которые используют электронные пучки с эффективной длиной волны порядка нанометров. В этом заключается компромисс при использовании УЗИ для исследования биологических структур — более высокие частоты обеспечивают лучшее разрешение небольших структур, но могут делать это только относительно близко к поверхности ткани, но для визуализации более глубоких структур требуется проникающая более низкая частота, что приводит к потере пространственного разрешения, большему рассеянию и ухудшению качества изображения (см. Ниже). Как правило, частоты 5-10 МГц используются в клинических приложениях, таких как установка катетера в сосудистых структурах вблизи кожи, тогда как частоты 1-4 Мз лучше подходят для отображения изображений сердца, печени, почек и других более глубоких структур.

Поглощение также зависит от плотности ткани, более плотные ткани поглощают больше энергии, и это выражается в терминах коэффициента ослабления (в децибелах / см) ткани. В целом [1] кортикальная кость (коэффициент ослабления 13-26 дБ / см) поглощает больше энергии, чем мышцы (коэффициент ослабления 2,5 дБ / см), которые, в свою очередь, поглощают больше энергии, чем жир (коэффициент ослабления 0,5–1,8 дБ / см), а вода поглощает меньше всего энергии из предыдущих структур (коэффициент ослабления 0,002 дБ /см). Воздух имеет коэффициент поглощения, в 100 раз превышающий коэффициент поглощения ткани, поэтому он не допускает никакой передачи энергии (например, легкие имеют коэффициент ослабления 40 дБ / см). Наложение датчика на кость предотвратит попадание любой звуковой энергии в нижележащие структуры, равно как и воздуха, попадающего между поверхностью зонда и кожей. Обильное нанесение геля на кожу уменьшает отражение звуковой энергии на границе воздух-ткань и улучшает передачу звука в организм для визуализации внутренних органов.

2.

Преломление: изгиб звуковых волн при косом пересечении границы раздела двух сред, лишь незначительно отличающихся акустическим сопротивлением. Яркость изображения снижается, когда звуковые волны отклоняются от преобразователя, и это также может создавать артефакты.

3.

Дифракция: интерференционные картины, создаваемые звуковыми волнами, когда они сталкиваются с препятствием.

4.

Отражение: Это происходит на границе между структурами с очень разными акустическими импедансами, такими как граница раздела между миокардом и кровью в сердце или граница раздела между мягкими тканями и костью или между твердой тканью печени и желчью в желчном пузыре. Это свойство отражения является основой для создания всех ультразвуковых изображений.

На то, как звук отражается, влияют несколько факторов:

(a)

Доля отраженной энергии пропорциональна квадрату разности импедансов и называется коэффициентом отражения; оставшаяся доля передается или поглощается. Чем больше разница в импедансе между тканями, тем больше падающей звуковой энергии отражается обратно к преобразователю для получения изображения. Акустический импеданс различных тканей организма приведен в таблице 1.2 [2].

(b)

Количество энергии, отраженной обратно к преобразователю, также зависит от угла падения звукового луча на границу ткани. Структуры, расположенные перпендикулярно ультразвуковому лучу, будут отражать большую часть энергии обратно к преобразователю — чем больше наклон луча в сторону от перпендикуляра, тем сильнее эхо-сигнал будет отражаться от преобразователя. Это объясняет артефакты отсева при визуализации движущихся структур, например, клапанов сердца, а также то, почему створка клапана может казаться ярко-белой, когда она попадает в поле зрения под прямым углом к исследующему лучу. Это не следует путать с кальцификацией листка!

(c)

Размер и свойства поверхности границы: отражение от гладкой или зеркальной поверхности раздела отсылает большую часть эхо-сигналов обратно к преобразователю, создавая яркое изображение, в то время как рассеяние от шероховатых поверхностей посылает эхо-сигналы во всех направлениях, уменьшая энергию, возвращаемую к зонду для получения изображения (рис. 1.2). Зеркальные отражения возникают от объектов, размер которых намного превышает длину волны падающего луча, и полезны для определения границ тканей, таких как поверхность желчного пузыря или контуры камер сердца. Объекты, размер которых меньше длины волны исследующего луча, создают рассеянные волны (особенно заметные при использовании низкочастотных зондов), которые впоследствии отражаются окружающей тканью обратно к зонду и создают зернистый “фоновый шум” или “крапинки» на изображении. Рассеяние дает информацию о структуре ткани, а не о границе раздела или граничных зонах, и поэтому это свойство ”крапчатости» используется при визуализации ткани миокарда в гармоническом режиме.

5.

Передача: Энергия, которая избегает отражения или поглощения, передается через материал или через границу раздела между материалами с различным акустическим сопротивлением. Эта передаваемая энергия может отражаться более глубокими структурами и, следовательно, отображать их.

Таблица 1.2

Значения акустического импеданса различных тканей организма

Ткани	Акустический импеданс (106 рэлей)
Воздух	0.0004
Жирные	1.35
Кровь	1.7
Мышцы	1.75
Кость	7.8

Рис. 1.2

Зеркальное отражение и рассеяние

Ослабление относится к потере энергии сигнала в результате поглощения, преломления или рассеяния (рис. 1.3). Поскольку наибольшая составляющая потерь энергии приходится на поглощение, термины «ослабление» и «абсорбция» иногда используются как взаимозаменяемые. Подводя итог, можно сказать, что отражаемая звуковая энергия и, следовательно, яркость изображения зависят от энергии / силы падающего излучения, направления отражения и глубины структур. Контрастность, с другой стороны, зависит от отражательной способности структуры по сравнению с отражательной способностью окружающих тканей на той же глубине и от направления отражения от структуры по сравнению с окружающими тканями.

Рис. 1.3

Механизмы потери энергии ультразвукового луча: (a) рассеяние, (b) поглощение, (c) преломление и (d) отражение

Ткани организма имеют характерный сигнал яркости в диапазоне от очень яркого (гиперэхогенного) до темного (безэхогенного), обусловленный способностью отражать или пропускать ультразвуковые волны, как обсуждалось выше. В таблице 1.3 описано, где находятся различные ткани в этом “бело-серо-черном” континууме.

Таблица 1.3

Типичный ультразвуковой вид общих структур тела

Ткани	Изображение
Пузырьки воздуха	Гиперэхогенный
Жирные	Гипоэхогенный
Мышцы	Гиперэхогенные линии в гипоэхогенной ткани
Кость	Чрезвычайно гиперэхогенный (с затенением)
Плевра	Гиперэхогенная линия
Артерии	Эхогенность гиперэхогенной стенки с безэхогенным / гипоэхогенным просветом (и пульсирующая)
Вены	Более тонкая эхогенная стенка с безэховым / гипоэхогенным просветом (легко сжимается, не пульсирует)

Генерация изображения

Информация от ультразвуковых эхо-сигналов или отраженных волн отображается на изображении в виде двух характеристик: во-первых, глубины, d, которая интерпретируется как функция времени прохождения t (t = 2d / v), и, во-вторых, амплитуды, или энергии, удерживаемой после прохождения и отражения и преобразуемой с помощью пьезоэлектрического эффекта в электрические сигналы. Эта амплитуда может отображаться на изображении в виде амплитудного сигнала (режим A) или сигнала яркости (режим B). В этом сигнале яркости используется черно-серо-белая тональная шкала, при этом безэховые области кажутся черными, области с наибольшей амплитудой сигнала кажутся белыми (гиперэхогенные), а другие отражения промежуточной интенсивности кажутся серыми (гипоэхогенные). Таким образом, типичное изображение будет иметь сигнал (A или B), нанесенный на график в зависимости от глубины, рассчитанной по “t”. Если эхо-сигнал получен от движущейся цели, такой как сердечный клапан, то та же информация может быть нанесена на график во времени, показывая яркость, глубину и движение во времени, что является режимом M (движения) типичного ультразвукового изображения.

Модуляция изображений: основные элементы управления ультразвуковым аппаратом

Существует несколько механизмов модуляции изображений, генерируемых ультразвуковым аппаратом, и они будут описаны ниже.

1.

Контроль глубины: Увеличение контроля глубины позволяет визуализировать более глубокие структуры за счет уменьшения частоты следования импульсов зонда, что позволяет увеличить время прохождения эхо-сигналов, возвращающихся из более глубоких тканей. Более глубокие ткани, отображаемые таким образом, могут быть более размытыми (с уменьшенным разрешением по горизонтали), если они находятся в зоне Фраунгофера падающего луча, и будут более ослабленными, что потребует манипуляций с усилением (см. Ниже). Глубина визуализируемых тканей, как объяснялось ранее, ограничена частотным спектром используемых зондов. Использование излишне глубокой настройки приведет к уменьшению размера изображения соответствующих структур и сужению поля зрения до верхней части экрана изображения, как показано на рис. 1.4.

Рис. 1.4

Ультразвуковые изображения вены и подлежащей артерии, просматриваемые с тремя различными настройками глубины, от слева до справа: (a) слишком глубоко, (b) правильной глубины и (c) слишком мелко. Обратите внимание на изменение перспективы: область ближнего поля изображения резко уменьшена в размерах по сравнению с дальним полем на (a), в то время как на (c) ближнее поле изображения увеличено настолько, что артерия почти не видна. Также обратите внимание на повышенную “белизну” ткани непосредственно в глубине артерии на изображениях (a) и (b). Это не представляет собой кальцификацию или утолщение ткани, а является примером артефакта заднего расширения, как показано более четко на рис. 1.6

2.

Усиление: Gain — это механизм усиления яркости ультразвукового изображения, аналогичный регуляторам громкости в аудиосистеме. Как эхо-сигналы от желаемого объекта, т.е. сигналы, так и нежелательное рассеяние фона, т.Е. шум, будут в равной степени увеличены. Слишком большое усиление снижает контрастность и затемняет детали, в то время как слишком малое усиление также снижает детализацию и затемняет изображение (рис. 1.5).

Рис. 1.5

Ультразвуковые изображения яремной вены и прилегающей сонной артерии, на которых используются слишком малые (a), слишком большие (b) или оптимальные усиления (c) (Изображения доктора Таро Минами)

3.

Регулировка усиления по времени: поскольку ослабление увеличивается с глубиной, сигналы от более глубоких тканей будут менее заметны, чем от структур, расположенных ближе к поверхности. Система управления временным усилением (TGC) состоит из набора ползунков, каждый из которых соответствует определенной глубине, что обеспечивает прогрессивное усиление сигналов от более глубоких тканей, т. е. избирательное усиление по глубине. В большинстве современных ультразвуковых аппаратов используется автоматический TGC, при котором запаздывающие сигналы автоматически усиливаются пропорционально задержке. В то время как желаемые сигналы от более глубоких структур в результате усиливаются, любое рассеяние, исходящее с той же глубины, также будет усилено.

Артефакты визуализации

Способ взаимодействия звуковых волн с тканями и алгоритмы обработки, используемые процессором обработки изображений для создания изображений, могут приводить к определенным характерным и распространенным артефактам, которые должны быть немедленно распознаны как таковые ультразвуковым исследователем и клиницистом-интерпретатором. Распознавание артефакта во время получения изображения может облегчить изменение положения зонда или использование альтернативных окон для обеспечения записи анатомически правильных изображений и уменьшения вероятности того, что артефакты могут быть неверно истолкованы как представляющие патологию. Это имеет еще большее значение для процедуриста, использующего ультразвуковое наведение.

Затенение

Кальцинированные структуры, такие как кости и камни в желчном пузыре, отражают и ослабляют падающую звуковую энергию настолько полно, что создают акустическую тень, в результате чего области, расположенные глубже к таким структурам, будут казаться черными и безэховыми (рис. 1.6).

Рис. 1.6

Ультразвуковое изображение желчного пузыря и окружающей ткани печени. Обратите внимание на акустическую тень, отбрасываемую кальцифицированным камнем в желчном пузыре. Также обратите внимание на очевидную повышенную отражательную способность (яркость) ткани печени, визуализируемой через желчный пузырь, по сравнению с окружающей тканью печени. Это пример улучшения (Изображение доктора Таро Минами)

Такие тени легко распознать, но более тонкие тени, возникающие ближе к поверхности кожи, часто не замечаются начинающими ультразвуковиками и резко снижают качество изображения. Например, зонд, размещенный так, чтобы его край упирался в ребро, может привести к появлению на изображении полосообразного сектора с пониженной яркостью, то есть тени. В качестве альтернативы, ребристый край эффективно уменьшает апертуру зонда, просто уменьшая боковое разрешение и приводя к слегка размытым изображениям без четко различимой тени. Это проиллюстрировано на рис. 1.7.

Рис. 1.7

Короткоосевой снимок левого желудочка на уровне сосочковых мышц. На (a) все изображение выглядит размытым и зернистым, особенно на правой стороне изображения, где теряются все детали. Тени от ребер не видно. Это связано с тем, что размещение зонда над ребром эффективно уменьшило отверстие зонда. Небольшая регулировка положения зонда в (b) приводит к гораздо лучшему определению эндокарда, миокарда и сосочковых мышц, хотя теперь справа видна тень ребер (стрелка) (Изображения доктора Филипа Ламберти, доктора медицинских наук, доцента медицинской школы Питтсбургского университета, Питтсбург, Пенсильвания)

Усовершенствование

Это противоположно артефакту затенения. Структуры, заполненные жидкостью, ослабляют звуковую энергию меньше, чем окружающие ткани, позволяя большему количеству энергии освещать более глубокие ткани, которые затем кажутся аномально яркими. Этот артефакт обычно наблюдается при визуализации печени через заполненный желчью желчный пузырь — ткань печени в “тени” желчного пузыря кажется ярче, чем окружающая печень. Пример заднего усиления показан на рис. 1.6.

Этот артефакт также можно увидеть в глубине более крупного кровеносного сосуда, такого как бедренная артерия, и его часто намеренно используют для улучшения изображения матки через полный мочевой пузырь.

Реверберации

Алгоритм, используемый ультразвуковым процессором, определяет глубину источника отражения по времени прохождения возвращающихся эхо-сигналов, предполагая прямолинейный возврат к преобразователю и используя стандартную скорость ультразвуковых волн в ткани 1540 м /с. Затем процессор соответствующим образом отображает рассчитанный источник на обработанном изображении. Если эхо-сигнал многократно отражается от источника к более поверхностному тканевому отражателю или даже к зонду и обратно, предполагается, что каждое из последующих отражений более высокого порядка исходит от более глубокого источника и отображается в виде серии полос с равным расстоянием вдоль луча, проходящего вглубь ткани от места первичного отражения. Линия А, или плевральный артефакт легкого, является примером этого явления. Зачем изучать основы физики ультразвука и далее между датчиком и ярко эхогенной плеврой, а более поздние реверберации проявляются в виде постепенно менее ярких линий, расположенных на равных расстояниях между датчиком и плеврой (рис. 1.8). Рисунок 1.9 показано ультразвуковое изображение иглы для введения катетера, введенной в материал для моделирования синтетической ткани Blue Phantom™ (CAE Healthcare, Сарасота, Флорида). Яркая белая точка в верхнем центре — это настоящая игла, изображенная в поперечном сечении. Ультразвуковой луч отражается назад и вперед между просветными поверхностями иглы, и, используя алгоритм времени пролета, процессор генерирует серию равномерно расположенных дуг в глубине иглы. На этом изображении регулятор глубины установлен слишком мелко, чтобы улучшить визуализацию этого артефакта реверберации. Нередко при визуализации иглы во время введения центральной линии реверберация, вызванная многократными отражениями ультразвукового луча от просветной поверхности иглы, создает впечатление яркого, тонкого гиперэхогенного луча, проникающего в ткань (а не серии дуг), и неопытный врач-УЗИ ошибочно принимает ее за изображение настоящей иглы. На самом деле сама игла — это просто яркая белая точка в источнике луча. Другим артефактом, имеющим аналогичное происхождение, является линия В, или “хвост кометы” альвеолярно-интерстициального синдрома (рис. 1.10). В этом случае источниками реверберации являются высокоотражающие, отечные и утолщенные альвеолярные перегородки, расположенные непосредственно под плеврой и создающие множественные отражения ультразвукового луча взад и вперед. Как и в примере, показанном на рис. 1.9, при этом генерируется серия небольших дуг, разделенных менее чем миллиметром, т. е. чуть ниже предела разрешения ультразвукового луча, создавая видимость гиперэхогенного луча, проникающего в более глубокие слои легочной ткани. Если бы легкое было полностью заполнено жидкостью и лишено воздуха, то есть уплотнено, этот вид кометного хвоста был бы утрачен.

Рис. 1.8

А-образные линии в легких как примеры артефакта реверберации. Подробности смотрите в тексте (Изображение доктора Филипа Ламберти).

Рис. 1.9

Ультразвуковое изображение иглы, прокалывающей синтетический материал для моделирования тканей Blue Phantom^™ (CAE Healthcare, Сарасота, Флорида). Яркая точка в верхней части изображения — это игла в поперечном сечении. Последовательные яркие дуги представляют изображения реверберации. Смотрите текст для пояснения (Изображение доктора Таро Минами)

Рис. 1.10

Ультразвуковое изображение линий В легких, также называемых “хвостами кометы” (Изображение доктора Филипа Ламберти)

Еще один вид артефакта реверберации — ”артефакт реверберации ближнего поля» — вызван множественными отражениями между поверхностными тканями и отражающей кистозной поверхностью раздела, такой как стенка желчного пузыря или киста. Задержанные отраженные эхо-сигналы поверхностных мягких тканей, отраженные от стенки кисты, ошибочно размещаются внутри просвета, прикрепленного к стенке кистозного образования в ближней зоне (в действительности, безэховой) кистозной структуры. Это не следует путать с твердой тканью в кисте и следует распознавать по тому артефакту, которым она является.

Переход к следующему этапу

Артефакт подавления сигнала создается пузырьками воздуха или кристаллами, которые используют падающую ультразвуковую энергию для резонирования на частоте ультразвука, создавая звуковые волны высокой амплитуды. Поскольку резонанс сохраняется и после того, как датчик уже получил первоначальное отражение, последующие эхо-сигналы интерпретируются как исходящие от постепенно углубляющихся тканей и выглядят как гиперэхогенный луч, распространяющийся все глубже от первоначального источника. По сути, это версия артефакта реверберации, за исключением того, что реверберации являются непрерывными. Артефакт, возникающий в результате колебаний кристалла холестерина в стенке желчного пузыря при состоянии, известном как аденомиоматоз желчного пузыря, показан на рис. 1.11.

Рис. 1.11

Артефакт «Звоночек вниз». Гиперэхогенная линия возникает в результате резонансных колебаний кристалла холестерина в стенке желчного пузыря (тонкая стрелка). Обратите также внимание на краевой артефакт, обозначенный толстой стрелкой (Изображение доктора Филипа Ламберти)

Артефакт отражения

Это еще один пример ошибочного определения времени прохождения изображения процессором обработки изображений. В этом артефакте звуковые волны косо отражаются назад и вперед от задней стенки к стенкам заполненной жидкостью полости с высокой отражающей способностью, такой как мочевой пузырь, крупный сосуд или почечная лоханка, а затем возвращаются к зонду. Задержанные отражения интерпретируются как результат воздействия более глубоких структур, что дает изображение второй или нескольких заполненных жидкостью полостей, расположенных глубже, чем исходная структура.

Артефакт зеркального отображения

Подобно вышеупомянутому артефакту, тканевое эхо-излучение от структуры может отражаться от поверхности зеркального интерфейса с высокой отражающей способностью, такого как диафрагма, в результате чего образуются два зеркальных изображения, расположенных на равном расстоянии по обе стороны от диафрагмы. Это видно на изображениях печени или, реже, почки, дублированных как поверхностно, так и глубоко до диафрагмы, как показано на рис. 1.12.

Рис. 1.12

Артефакт зеркального отображения. Обратите внимание на видимый вид (A = артефакт) печени (C) над диафрагмой (B) (Изображение доктора Эми Холл Вудс)

Артефакты рефракции

Звуковые волны, проходящие через материалы различной плотности, преломляются или изгибаются в сторону от первоначальной линии обзора, что приводит к появлению нескольких различных типов возможных артефактов.

Тень от края: это видно, когда звуковые волны направлены к краям изогнутой поверхности разной плотности, например, кисты, отогнутой в сторону от первоначального направления. Таким образом, небольшое количество энергии направляется к более глубоким тканям непосредственно за изогнутой поверхностью вдоль начального направления волны, вызывая акустическое затенение тканей, расположенных глубже к краю изогнутой кистозной структуры (рис. 1.11 и 1.13).

Рис. 1.13

Краевой артефакт. Обратите внимание на безэховую область на краю заполненного жидкостью мочевого пузыря, создающую впечатление разрыва боковой стенки мочевого пузыря (стрелка) (Изображение доктора Филипа Ламберти)

Артефакт раздвоенного изображения: структуры брюшной полости могут ошибочно дублироваться на ультразвуковых изображениях, вызванных частичным преломлением ультразвукового луча на изогнутой границе раздела прямых мышц живота и нижележащего пребрюшинного жира. Затем каждый из двух лучей создает параллельные изображения центральных структур, таких как аорта, или иногда ошибочно указывает на наличие двух гестационных мешочков в тяжелой матке. Этот артефакт можно распознать, медленно перемещая зонд в боковую часть брюшной полости от влагалища прямой мышцы, удерживая орган в поле зрения до тех пор, пока два изображения не сольются, демонстрируя таким образом наличие только одного органа.

Байонетный артефакт

Этот артефакт обычно можно увидеть при визуализации металлической иглы, например, во время блокады нерва. В этом артефакте кончик иглы может казаться отделенным и смещенным от основного тела иглы. Поскольку кончик иглы проникает в ткани со скоростью, отличной от скорости распространения звука в тканях, содержащих основную часть иглы, процессор обработки изображений, принимая стандартную скорость, интерпретирует эхо-сигналы от кончика иглы как исходящие из более глубокого или неглубокого положения (рис. 1.14).

Рис. 1.14

Тонкий пример артефакта байонета. Дистальная часть иглы, начинающаяся в положении, указанном толстой стрелкой, кажется смещенной от проксимальной части иглы, отмеченной тонкой стрелкой. Место смещения соответствует проходу через ткань различной плотности (Изображения доктора Филипа Ламберти, доктора медицинских наук, доцента медицинской школы Питтсбургского университета, Питтсбург, Пенсильвания)

Артефакт нарушения целостности диафрагмы: Диафрагма обычно изображается в виде яркой гиперэхогенной линии, но иногда, при наличии асцита, может казаться ложно прерывистой с двумя прерывистыми, но перекрывающимися сегментами, созданными преломлением ультразвукового луча при его прохождении из асцитной жидкости или жира в печень. По своему происхождению это похоже на артефакт со штыком.

Существует множество других категорий артефактов, которые обычно усложняют ультразвуковую визуализацию, включая артефакт усреднения по объему, артефакт боковых лепестков и решетки, артефакт ширины луча, анизотропию и другие, которые выходят за рамки этой главы.

Заключение

Как должно быть очевидно, физические свойства ультразвуковых волн в тканях влияют на каждый аспект ежедневного клинического использования этой технологии, начиная с выбора соответствующего преобразователя, точной настройки глубины, знания того, как максимизировать усиление, распознавания артефактов и отличия реальных характеристик тканевых структур от тех, которые ложно предполагаются по эхо-отражениям. Возможно, наиболее важным осознанием для клинического ультразвукового исследования является то, что изображение на экране представляет собой серию отражений, а не реальное изображение как таковое, как мы обычно понимаем изображение с помощью других методов, таких как рентген и компьютерная томография.