18.05.2023

Глава 1.01. Основы физики УЗИ

Колесниченко Ю.Ю., врач УЗД, www.uzgraph.ru

Метки: ВОЗ, Всемирная Организация Здравоохранения, дайджест, котрасты, рекомендации, руководство, физика УЗИ, эффект допплера

Содержание:

По данным руководства Всемирной Организации Здравоохранения: внешняя ссылка

Определение

Ультразвук — это термин, используемый для описания звука с частотами выше 20 000 герц (Гц), находящегося за пределами диапазона человеческого слуха. Частоты 1–30 мегагерц (МГц) типичны для ультразвуковой диагностики.

Диагностическая ультразвуковая визуализация зависит от компьютерного анализа отраженных ультразвуковых волн, которые неинвазивно создают точные изображения внутренних структур тела. Достижимое разрешение тем выше, чем короче длина волны, причем длина волны обратно пропорциональна частоте. Однако использование высоких частот ограничено их большим затуханием (потерей мощности сигнала) в тканях и, следовательно, меньшей глубиной проникновения. По этой причине для обследования разных частей тела используются разные диапазоны частот:

- 3–5 МГц для живота

- 5–10 МГц для мелких и поверхностных частей тела

- 10–30 МГц для кожи или глаз.

Генерация ультразвука

Пьезоэлектрические кристаллы / материалы способны преобразовывать механическое давление (вызывающее изменение их толщины) в электрическое напряжение на своей поверхности (пьезоэлектрический эффект). И наоборот, напряжение, приложенное к противоположным сторонам пьезоэлектрического материала, вызывает изменение его толщины (косвенный или обратный пьезоэлектрический эффект). Если приложенное электрическое напряжение является переменным, оно вызывает колебания, которые передаются в виде ультразвуковых волн в окружающую среду. Таким образом, пьезоэлектрический кристалл служит преобразователем, который преобразует электрическую энергию в механическую и наоборот.

Ультразвуковые преобразователи / датчики обычно изготавливаются из тонких дисков состоящих из искусственного керамического материала, такого как цирконат-титанат свинца. Толщина (обычно 0,1–1 мм) определяет частоту ультразвука.

В большинстве диагностических режимов ультразвук излучается очень короткими импульсами в виде узкого луча, сравнимого с лучом фонарика. При отсутствии излучения импульса (до 99% времени) тот же пьезоэлектрический кристалл может действовать как приемник.

Свойства ультразвука

Звук — это вибрация, передаваемая через твердое тело, жидкость или газ в виде волн механического давления, несущих кинетическую энергию. Следовательно, для распространения этих волн должна присутствовать среда. Тип волн зависит от среды. Ультразвук распространяется в жидкости или газе в виде продольных волн, в которых частицы среды колеблются взад и вперед вдоль направления распространения, попеременно сжимая и разрежая вещество. В твердых телах, таких как кости, ультразвук может передаваться как в виде продольных, так и поперечных волн; в последнем случае частицы движутся перпендикулярно направлению распространения. Скорость звука зависит от плотности и сжимаемости среды. Например, в чистой воде она составляет 1492 м/с (20 °C).

Как и в воде, ультразвук распространяется в мягких тканях в виде продольных волн со средней скоростью около 1540 м/с (в жировой ткани — 1470 м/с, в мышцах — 1570 м/с).

Построение изображений с помощью ультразвука основано на измерении расстояний, которое опирается на эту почти постоянную скорость распространения. Однако скорость в костях (около 3600 м/с) и хрящах намного выше и может создавать на изображениях вводящие в заблуждение эффекты, называемые артефактами (см. ниже).

Длина волны ультразвука влияет на разрешение получаемых изображений; чем выше частота, тем короче длина волны и тем лучше разрешение. Однако затухание также больше на более высоких частотах.

Кинетическая энергия звуковых волн преобразуется в тепло (тепловую энергию) в среде при поглощении звуковых волн. Применение ультразвука для термотерапии

было первым применением ультразвука в медицине.

Энергия теряется по мере преодоления волной естественного сопротивления частиц среды, т. е. вязкости среды. Таким образом, поглощение увеличивается с увеличением вязкости среды и способствует ослаблению ультразвукового луча. Поглощение увеличивается с увеличением частоты ультразвука.

Кость поглощает ультразвук гораздо больше, чем мягкие ткани, поэтому в целом ультразвук подходит для исследования только поверхностей костей. Энергия ультразвука не может достичь областей за костями. Поэтому ультразвуковые изображения показывают черную зону за костями, называемую акустической тенью, если используемые частоты не очень низкие.

Отражение, рассеяние, дифракция и преломление (все известные оптические явления) также являются формами взаимодействия ультразвука со средой.

Вместе с поглощением они вызывают затухание ультразвукового луча на его пути через среду. Полное затухание в среде выражается в терминах расстояния в среде, на котором интенсивность ультразвука снижается до 50% от его начального уровня, называемого «толщиной половинного значения».

В мягких тканях затухание за счет поглощения составляет примерно 0,5 децибела (дБ) на сантиметр ткани и на мегагерц. Затухание ограничивает глубину, на которой возможно обследование ультразвуком определенной частоты; это расстояние называется «глубиной проникновения». В связи с этим следует отметить, что отраженные ультразвуковые эхо-сигналы также должны пройти обратно через ту же ткань, чтобы быть принятыми датчиком. Потери энергии, связанные с отдаленными отраженными эхо-сигналами, должны быть компенсированы при обработке сигнала ультразвуковым аппаратом с использованием методов усиления эха (компенсация усиления по глубине (DGC) или компенсация усиления по времени (TGC)) для построения изображения с однородной плотностью по всей поверхности на разной глубине проникновения.

Отражение и преломление происходят на акустических границах (интерфейсах) почти так же, как и в оптике. Преломление – это изменение направления луча при переходе из одной среды в другую. Акустические интерфейсы существуют между средами с разными акустическими свойствами. Акустические свойства среды количественно определяются ее акустическим импедансом, который является мерой степени, в которой среда препятствует движению, составляющему звуковую волну. Акустический импеданс зависит от плотности среды и скорости звука в среде.

Разница между акустическим импедансом разных биологических тканей и органов очень мала. Поэтому отражается лишь очень небольшая часть ультразвукового импульса, а передается большая часть энергии. Это необходимое условие для построения ультразвуковых изображений путем анализа эхо-сигналов от последовательных отражателей на разных глубинах.

Чем больше разница в акустическом импедансе между двумя средами, тем выше доля ультразвуковой энергии, которая отражается на их границе раздела, и тем выше затухание прошедшей части. Отражение от гладкой границы, диаметр которой больше диаметра ультразвукового луча, называется «зеркальным отражением».

Воздух и газ отражают практически всю энергию ультразвукового импульса, прошедшего через ткань. Поэтому за пузырьками газа видна акустическая тень. По этой причине ультразвук не подходит для исследования тканей, содержащих воздух, таких как здоровые легкие. По той же причине необходимо связующее вещество для устранения воздуха между датчиком и кожей.

Границы тканей, включая поверхности органов и стенки сосудов, не являются гладкими, а воспринимаются ультразвуковым лучом как «шероховатые», т.е. имеются неровности в масштабе, близком к длине волны ультразвука. Эти интерфейсы вызывают незеркальные отражения, известные как обратное рассеяние, под большим углом. Некоторые из этих отражений достигают датчика и вносят свой вклад в построение изображения.

Аналогичный эффект наблюдается с очень маленькими отражателями, диаметр которых подобен диаметру волны ультразвукового луча. Эти отражатели называются рассеивателями. Они также отражают (рассеивают) ультразвук в широком диапазоне углов.

Форма ультразвукового луча

Трехмерное ультразвуковое поле от сфокусированного датчика можно описать как форму луча. Важно различать ближнее поле (называемое зоной Френеля) между датчиком и фокусом и расходящееся дальнее поле (называемое зоной Фраунгофера) за пределами фокуса. Граница пучка не гладкая, так как энергия уменьшается при удалении от его оси.

Зона фокуса – это самое узкое сечение луча, определяемое как сечение диаметром не более чем в два раза превышающим поперечный диаметр луча в фактическом фокусе.

Если затухание игнорируется, фокус также является областью наибольшей интенсивности. Длина ближнего поля, положение фокуса и расходимость дальнего поля зависят от частоты и диаметра (или апертуры) активной поверхности датчика.

Диаметр луча в ближней зоне примерно соответствует радиусу датчика. Маленькая апертура и большая длина волны (низкая частота) приводят к короткому ближнему полю и большей расходимости дальнего поля, в то время как большая апертура или более высокая частота дают более длинное ближнее поле, но меньшее расхождение. Фокусное расстояние L0, а также диаметр луча в фокусе можно изменить путем дополнительной фокусировки, например, с помощью вогнутого преобразователя или акустической линзы (статический фокус). Использование электронных средств для задержки частей сигнала для различных кристаллов в матричной системе позволяет изменять фокусировку составного ультразвукового луча, адаптированного к разным глубинам во время приема.

Форма и особенно диаметр луча сильно влияют на латеральное разрешение и, следовательно, на качество ультразвукового изображения. Зона фокусировки — это зона наилучшего разрешения, и ее всегда следует располагать так, чтобы она совпадала с интересующей областью.

Это еще одна причина использования разных датчиков для исследования разных областей тела; например, для коротких расстояний следует использовать датчики с более высокими частотами и механической фокусировкой. Большинство современных датчиков имеют электронную фокусировку, позволяющую адаптировать апертуру к конкретным требованиям.

Пространственное разрешение

Пространственное разрешение определяется как минимальное расстояние между двумя объектами, которые все еще различимы. Латеральное (боковое) и аксиальное (осевое) разрешения должны различаться на ультразвуковых изображениях.

Боковое разрешение зависит от диаметра ультразвукового луча. Оно меняется в осевом направлении и лучше всего в зоне фокусировки. Поскольку многие матричные датчики могут быть сфокусированы только в одной плоскости, поскольку кристаллы располагаются в одну линию, боковое разрешение особенно плохое перпендикулярно этой плоскости.

Осевое разрешение зависит от длительности импульса и улучшается по мере сокращения длительности импульса. Широкополосные датчики (преобразователи с широкой полосой пропускания, например, 3–7 МГц) подходят для излучения коротких импульсов почти до одной длины волны.

Эхо

Эхо — это обычный термин для обозначения отраженных или обратно рассеянных частей излучаемых ультразвуковых импульсов, достигающих датчика. Для каждого эха интенсивность и временная задержка измеряются датчиком и обрабатываются электронным способом, что позволяет рассчитать пройденное расстояние. Отображаемые результаты составляют основу диагностических ультразвуковых изображений.

Происхождение эхосигналов, отраженных от широких границ, таких как поверхность органов или стенки крупных сосудов, легко идентифицируется. Однако рассеиватели, которые очень малы по отношению к ультразвуковому лучу, существуют с высокой плотностью в мягких тканях и органах. Из-за их большого количества одиночные рассеиватели не могут быть зарегистрированы ультразвуковым пучком по отдельности, а наложенные сигналы не могут быть отнесены к конкретным анатомическим структурам. Эти компоненты изображения называются «пятнами».

Хотя представление о том, что каждое эхо, генерируемое в ткани, отображается на экране, является чрезмерным упрощением, разумно описывать все эхосигналы от области, органа или опухоли как эхо-паттерн или эхо-структуру.

Эффект допплера

Эффект допплера был первоначально постулирован австрийским ученым Кристианом Допплером применительно к цветам двойных звезд. Эффект отвечает за изменения частоты волн, излучаемых движущимися объектами, которые обнаруживаются неподвижным наблюдателем: воспринимаемая частота выше, если объект движется к наблюдателю, и ниже, если он удаляется. Разница в частоте называется допплеровским сдвигом частоты, допплеровским сдвигом или допплеровской частотой. допплеровская частота увеличивается со скоростью движущегося объекта.

допплеровский сдвиг зависит от излучаемой частоты, скорости объекта и угла между наблюдателем и направлением движения излучателя. Когда угол равен 90° (наблюдение перпендикулярно направлению движения), допплеровского сдвига не происходит (cos 90° = 0).

В медицине допплеровские методы используются в основном для анализа кровотока.

Наблюдаемую допплеровскую частоту можно использовать для расчета скорости кровотока, поскольку известна скорость ультразвука и можно измерить угол сосудов по отношению к направлению луча, что позволяет выполнить коррекцию угла. Следует отметить, что в этой ситуации допплеровский сдвиг происходит дважды: во-первых, когда ультразвуковой луч попадает на движущиеся клетки крови, и, во-вторых, когда эхо-сигналы отражаются обратно движущимися клетками крови.

Физиологический кровоток вызывает допплеровский сдвиг 50–16 000 Гц (частоты в слышимом диапазоне), если используются ультразвуковые частоты 2–10 МГц. Оборудование можно настроить так, чтобы оно издавало звуки на допплеровской частоте, чтобы помочь оператору контролировать результаты обследования.

Режимы и методы УЗИ

Принцип эха лежит в основе всех распространенных ультразвуковых методов. Расстояние между датчиком и отражателем или рассеивателем в ткани измеряется временем между испусканием импульса и приемом его эха. Кроме того, можно измерить интенсивность эха. При использовании допплеровских методов сравнение допплеровского сдвига эха с испускаемой частотой дает информацию о любом движении отражателя. Ниже описаны различные используемые ультразвуковые методы.

А-режим

А-режим (А-скан, амплитудная модуляция) — метод одномерного обследования, при котором используется датчик с монокристаллом. Эхо-сигналы отображаются на экране по оси времени (расстояния) в виде пиков, пропорциональных интенсивности (амплитуде) каждого сигнала. Сегодня этот метод используется редко, так как он дает ограниченную информацию, т.е. измерение расстояний.

B-режим (*одномерный, одна линия)

B-режим (модуляция яркости) представляет собой аналогичный метод, но эхо-сигналы отображаются в виде точек разной яркости на шкале серого, соответствующих интенсивности (амплитуде) каждого сигнала.

М-режим

М-режим или ТМ-режим (движение во времени) используется для анализа движущихся структур, таких как сердечные клапаны. Эхо-сигналы, генерируемые стационарным датчиком (одномерный B-режим), записываются непрерывно во времени.

B-скан, двухмерный

Расположение множества (например, 256) одномерных линий в одной плоскости позволяет построить двухмерное (2D) ультразвуковое изображение (2D B-скан). Одиночные линии генерируются одна за другой с помощью (*механических) движущихся(вращающихся или качающихся) преобразователей или электронных многоэлементных преобразователей.

Вращающиеся преобразователи с двумя-четырьмя кристаллами, установленными на колесе, и качающиеся преобразователи («воблеры») создают секторное изображение с расходящимися линиями.

Электронные преобразователи состоят из большого количества отдельных элементов, расположенных на плоскости (линейная решетка) или на криволинейной поверхности (криволинейная решетка)(*конвексные и секторные датчики). Группа элементов срабатывает одновременно для формирования единого составного ультразвукового луча, который будет генерировать одну строку изображения. Все двумерное изображение строится поэтапно, путем стимуляции одной группы за другой по всему массиву.

Линии могут идти параллельно, образуя прямоугольное (линейный массив) или расходящееся изображение (криволинейный массив). Метод фазированных решеток требует использования многоэлементного электронного преобразователя другого типа, в основном для эхокардиографии. В этом случае используется точно задержанное электронное возбуждение элементов для генерации последовательных ультразвуковых лучей в разных направлениях, так что получается секторное изображение.

Построение изображения за доли секунды позволяет непосредственно наблюдать за движениями в режиме реального времени(*В-режим в реальном времени). Для наблюдения в реальном времени необходима последовательность не менее 15 изображений в секунду, что ограничивает количество строк для каждого изображения (до 256) и, следовательно, ширину изображений из-за относительно низкой скорости звука.

Для преодоления этого ограничения была разработана техника панорамного сканирования. С использованием высокоскоростных процессоров изображений строится несколько изображений в реальном времени, чтобы сделать одно большое (панорамное) изображение всей области тела без потери информации, но уже не в реальном времени.

Более поздним методом является тканевая гармоническая визуализация, в которой частоты второй гармоники, генерируемые в ткани ультразвуком вдоль пути распространения, используются для построения изображения более высокого качества из-за повышенного поперечного разрешения, возникающего из-за более узкого гармонического луча. Эхо газовых микропузырьков (контрастных веществ) также богато гармониками. Таким образом, микропузырьки можно обнаружить с помощью допплеровских схем даже в очень мелких сосудах с очень низким кровотоком на уровне микрососудов (контрастная гармоническая визуализация).

Многие технические достижения были достигнуты в электронной фокусировке матричных датчиков (формирование луча) для улучшения пространственного разрешения за счет удлинения зоны наилучшего поперечного разрешения и подавления боковых лепестков (точки с более высокой звуковой энергией, попадающие за пределы основного луча). Кроме того, использование сложных импульсов от широкополосных датчиков может улучшить осевое разрешение и глубину проникновения. Элементы матричных датчиков по отдельности возбуждаются точно синхронизированными электронными сигналами для формирования синтетической антенны для передачи составных ультразвуковых импульсов и приема эхо-сигналов, адаптированных к определенной глубине. Параллельная обработка позволяет без задержки создавать сложные изображения.

Трех- и четырехмерные методы

Основной предпосылкой построения трехмерных (3D) ультразвуковых изображений является очень быстрое получение данных. Датчик перемещается вручную или механически перпендикулярно плоскости сканирования по интересующей области.

Собранные данные обрабатываются с высокой скоростью, что позволяет отображать их на экране в режиме реального времени. Это называется четырехмерной (4D) техникой (4D = 3D + реальное время). Трехмерное изображение можно отображать различными способами, например, в виде прозрачных изображений всего интересующего объема или изображений поверхностей, как это используется в акушерстве. Также можно выбирать двухмерные изображения в любой плоскости(*режим Мультислайс), особенно те, которые нельзя получить с помощью 2D B-сканирования.

Би-флоу

Би-флоу (B-flow, В-поток) — это особый метод B-сканирования, который можно использовать для демонстрации движения без использования эффекта допплера. Эхо-сигналы от движущихся рассеивателей (в частности, клеток крови в кровеносных сосудах) отделяются от стационарных рассеивателей путем электронного сравнения эхо-сигналов от последовательных импульсов (автокорреляция). Эти очень слабые эхо-сигналы усиливаются и отображаются на экране в виде движущихся точек. Этот метод эффективен для визуализации внутренней поверхности кровеносных сосудов, но, в отличие от допплеровских методов (см. ниже), не дает информации о скорости кровотока(*иногда можно наблюдать подвижные частички крови и в обычном В-режиме, такой эффект называют спонтанным контрастированием).

Допплеровские методы

В этих методах эффект допплера (см. выше) используется для предоставления дополнительной информации различными способами, как описано ниже. Они особенно важны для исследования кровотока(*здесь не рассматривается тканевой допплер, как и некоторые другие современные методы УЗИ, такие как эластография).

Непрерывно-волновой (*постоянно-волновой) допплер

Датчик состоит из двух кристаллов, один из которых постоянно излучает ультразвук, а другой постоянно принимает все эхосигналы. Информация о расстоянии до отражателя (отражателей) не предоставляется, но могут быть измерены высокие скорости потока(*более высокие чем с помощью импульсно-волнового допплера).

Импульсно-волновой допплер

В этом методе ультразвук излучается очень короткими импульсами. Все эхо-сигналы, поступающие на датчик между импульсами в определенный интервал времени (называемый стробом), регистрируются и анализируются. Общая проблема всех импульсных допплеровских методов заключается в анализе высоких скоростей: диапазон измерения допплеровских частот ограничен частотой повторения импульсов (ЧПИ). Когда допплеровская частота выше частоты повторения импульсов, высокие скорости отображаются как низкие скорости в противоположном направлении (спектральный допплер) или неправильным цветом (цветной допплер). Это явление известно как «элайзинг» и напрямую сравнимо с эффектом, наблюдаемым в фильмах, где автомобильные колеса, вращающиеся со скоростью выше определенной, кажутся вращающимися назад.

Правильное отображение возможно только для допплеровских частот в диапазоне +- половины частоты повторения импульсов, известного как предел Найквиста. Как следствие, допплеровское исследование с более высокими скоростями требует более низких ультразвуковых частот и высокой частоты повторения импульсов, тогда как низкие скорости можно анализировать с более высокими частотами, что обеспечивает лучшее разрешение.

Спектральный допплер

Поток клеток крови в сосудах неравномерен, быстрее в центре. Таким образом, допплеровский анализ показывает спектр различных скоростей по направлению к датчику или от него, наблюдаемый как диапазон частот. Вся эта информация может отображаться вместе на экране. Скорость отображается на вертикальной оси. Поток к датчику положительный (выше базовой линии), а поток от датчика отрицательный (ниже базовой линии). Количество сигналов для каждой скорости определяет яркость соответствующей точки на экране. Ось абсцисс соответствует отсчету времени. Метод спектрального допплера в сочетании с методом B-сканирования называется дуплексным методом(*на практике происходит постоянная путаница с этой терминологией, т.к. некоторыми под дупплексом подразумевается В-режим + спектральный допплер, отчасти это объясняется тем, что в свое время существовали сканеры УЗИ без ЦДК. Терминологически, дупплекс - это 2 режима одновременно!). B-сканирование показывает расположение исследуемого сосуда и угол между ним и ультразвуковым лучом, называемый допплеровским углом. Этот угол всегда должен быть меньше 60° и, по возможности, около 30° для получения приемлемых результатов(*чем больше угол, тем больше погрешность / неточность измерения скорости). Сочетание В-сканирования с цветовым допплеровским и спектральным допплером называется триплексным методом.

Кроме того, по изображению можно определить поперечное сечение сосуда.

Затем можно рассчитать объемный кровоток путем умножения поперечного сечения на среднюю (по времени) скорость кровотока (TAVmean).

Однако измерение поперечного сечения и допплеровского угла, которые влияют на расчетную скорость потока, затруднены и часто неточны.

Кривые скорости в допплеровском режиме дают косвенную информацию о кровотоке и о сопротивлении сосуда кровотоку. Артерии с высокой резистентностью показывают очень низкий кровоток или даже отсутствие кровотока в конце диастолы, тогда как менее резистентные артерии показывают более высокую скорость конечно-диастолического кровотока. Показатели, не зависящие от допплеровского угла, могут быть рассчитаны для характеристики кровотока в сосудах, показывая соотношение между пиковой систолической скоростью (Vmax) и минимальным конечно-диастолическим потоком (Vmin). Наиболее распространенным используемым индексом является индекс резистентности (RI).

Пульсационный индекс (PI) — еще один распространенный показатель, используемый для характеристики колебаний кровотока, включая усредненную по времени максимальную скорость (TAVmax).

Сужение сосуда (стеноз) вызывает ускорение потока в стенозированном отделе (в закрытой системе), а постстенотическая турбулентность проявляется как «спектральное расширение» в спектральном допплеровском режиме. Степень стеноза (St) (в процентах) можно оценить по рассчитанной средней скорости потока до и внутри стенозированного участка сосуда.

Цветной допплеровский и энергетический допплеровские режимы используются как дуплексные системы, интегрированные в изображение B-скана.

Цветной допплер

Цветная допплеровская визуализация (ЦД)(*ЦДК, цветное допплеровское картирование) отображает среднюю скорость кровотока в сосуде на основе среднего допплеровского сдвига частоты рассеивателей (клеток крови). Эхо-сигналы, возникающие от стационарных отражателей и рассеивателей, отображаются в виде пикселей в оттенках серого для формирования изображения B-скана. Эхосигналы от движущихся рассеивателей анализируются методом допплера отдельно в выбранном окне и отображаются на том же изображении в виде цветных пикселей. Направление потока показано разными цветами, обычно красным и синим. Недостатками цветового допплера являются угловая зависимость и артефакты наложения спектров.

Энергетический допплер

Энергетический допплер (PD, также известный как цветовая допплеровская энергия или ультразвуковая ангиография)(*ЭДК, энергетическое допплеровское картирование) основан на общей интегрированной мощности допплеровского сигнала. В целом, он в пять раз более чувствителен при обнаружении кровотока, чем цветной допплер, и, в частности, более чувствителен к медленному кровотоку в мелких сосудах(*это было особенно актуально в старых сканерах, в современных сканерах разница между ЦДК и ЭДК не столь очевидна, также в некоторых сканерах присутствует конвергентный допплер, это смесь ЦДК и ЭДК); однако он не дает информации о направлении потока.

Контрастные вещества

Эхо от клеток крови в сосудах значительно слабее, чем в тканях. Поэтому контрастные вещества, вводимые внутривенно в большой круг кровообращения, первоначально использовались для получения более сильных сигналов от кровотока. Эти агенты представляют собой микропузырьки, которые являются более или менее стабилизированными или инкапсулированными пузырьками газа и несколько меньше эритроцитов. Использование этих контрастных веществ значительно улучшает видимость мелких сосудов и медленного кровотока при цветном и энергетическом допплеровском картировании.

Однако наиболее важным преимуществом контрастных веществ является то, что они позволяют получить более детальное изображение статической и динамической сосудистой системы органов или опухолей. Анализ внешнего вида контрастных веществ в ранней фазе после введния (заполнение) и в более поздние фазе (вымывание) показывает характерные паттерны различных опухолей (паттерн динамического усиления) и позволяет их дифференцировать. Еще одним преимуществом является то, что контраст между опухолями и окружающей нормальной тканью может увеличиваться из-за их различной васкуляризации. Таким образом, становятся видны небольшие очаги, которые не видны на обычных ультразвуковых изображениях из-за их низкой контрастности(*так называемые изоэхогенные очаги).

При использовании контрастных веществ необходимы специальные программы и оборудование. Контрастная гармоническая визуализация — это метод, аналогичный тканевой гармонической визуализации (см. выше), для улучшения сигналов от микропузырьков.

Артефакты

Артефакты (*дефекты) — это особенности ультразвукового изображения, которые не соответствуют реальным структурам, т.е. они не представляют реальный акустический интерфейс в отношении формы, интенсивности или местоположения. Особенности, возникающие в результате неправильной настройки параметров прибора, по этому определению не являются истинными артефактами.

Артефакты могут отрицательно сказаться на качестве изображения, но в большинстве случаев их несложно распознать. В определенных ситуациях они затрудняют правильный диагноз (например, кисты) или приводят к ложной диагностике патологического состояния там, где его нет. В других случаях они могут действительно облегчить диагностику (например, камней).

Акустическая тень

Полное отражение от сильного отражателя (газ, инородное тело) или обширное поглощение (кости). Анэхогенная зона за интерфейсом, полная

тень. Менее полное ослабление ультразвука вызывает неполную тень. Эхо за интерфейсом все еще видно, но плохо. Тени за газом часто показывают второй наложенный артефакт («грязная тень»).

Ограничивает осмотр участков тела за газами или костями, но полезен для диагностики камней, кальцификации или инородных тел.

Артефакт боковых (латеральных) теней

Тотальное боковое отклонение звукового луча в стороны гладких структур (кисты, сосуды). Небольшие, анэхогенные, темные зоны (акустические тени) позади обоих краев образований, расценивается как признак кисты или доброкачественной опухоли с капсулой.

Эхо (акустическое) (*псевдо- и / или дорсальное / дистальное) усиление

Структуры, которые ослабляют ультразвук меньше, чем окружающие ткани, приводят к чрезмерному усилению эхо-сигналов сзади.

Эхо за такими структурами кажется слишком ярким, что рассматривается как ультразвуковой симптом кистозного поражения, но иногда также наблюдается за доброкачественными и злокачественными опухолями.

Реверберация

Эхо-сигналы частично отражаются интерфейсами на обратном пути (внутренние отражения) или на поверхности самого датчика. Затем эхо отражается во второй раз на границе раздела источника, но требуется вдвое больше времени, прежде чем оно будет получено датчиком. Это может происходить несколько раз, эхо-сигналы становятся слабее после каждого отражения.

Структуры, вызывающие внутренние отражения, отображаются два или более раз на двойном или кратном расстоянии от преобразователя, всегда в том же порядке, что и исходные структуры, но слабее.

Эти эхосигналы становятся особенно заметными в областях, свободных от эха, вблизи датчика (мочевой пузырь, желчный пузырь, кисты). Поскольку они возникают в основном в брюшной стенке, их можно идентифицировать, поскольку они не перемещаются вместе с брюшными структурами во время дыхания (*тоже относится и к здоровым легким, где это называется А-линиями).

Зеркальный артефакт

Мощный гладкий отражатель отражает луч в сторону, где он вызывает дальнейшее отражение или обратное рассеяние. Эти эхо-сигналы следуют по тому же пути обратно к датчику и неправильно отображаются в прямом продолжении исходного направления луча (особый тип внутреннего отражения или реверберации).

Эти артефакты видны только в областях без эха.

Типичным примером являются структуры печени, видимые над диафрагмой (поверхность заполненного воздухом легкого, действующая как зеркало).

Изображение или образование печени или почки может, например, быть видно над диафрагмой и быть ошибочно истолковано как поражение легкого.

Артефакт хвоста кометы

Если два интерфейса (*границы сред) расположены близко друг к другу, они могут вызвать много внутренних отражений через очень короткие интервалы и отправить большое количество эхо-сигналов обратно на преобразователь.

На ультразвуковом изображении за этими границами виден небольшой яркий «хвост», иногда очень короткий промежуток времени.

Этот артефакт типичен для группы мелких пузырьков воздуха («грязная тень») и стенки желчного пузыря при холестерозе. Этот артефакт также визуализируется в месте прокола иглы если угол иглы к ультразвуковому лучу составляет около 90°(*и от других металлических предметов, например имплантированных).

Эффект частичного объема

Если ультразвуковой луч попадает на кисту меньше поперечного сечения луча, эхосигналы от стенки кажутся исходящими изнутри кисты (искусственная седиментация).

Небольшие кистозные поражения показывают эхо внутри(*типа уровня жидкости). Небольшие кисты могут быть ошибочно приняты за твердые образования.

Чрезмерное проникновение (*артефакт боковых лепестков)

Мочевой пузырь и другие крупные структуры, заполненные жидкостью, не ослабляют ультразвуковые импульсы. Они могут генерировать отражения за пределами выбранной глубины, которые возвращаются поздно или только после следующего импульса.

Эти эхо-сигналы отображаются на изображении, как если бы они были сгенерированы вторым импульсом.

Эхо появляется в области, обычно свободной от эха, например, в мочевом пузыре.

Такие неправильные эхо-сигналы, называемые «призрачными эхо-сигналами», необходимо отличать от реальных эхо-сигналов путем изменения направления сканирования.

Артефакт скорости

Если ультразвуковой луч проходит через структуру со значительно более высокой скоростью звука (например, хрящ), эхо-сигналы от структур за ее пределами отображаются ближе к датчику.

Структуры позади тканей с более высокой скоростью звука искажаются на ультразвуковом изображении.

Граница легкого кажется волнистой за ребрами из-за такого искажения.

Вибрация тканей

Ограничение кровотока стенозом или артериовенозной фистулой вызывает колебания окружающих тканей, которые передаются пульсирующим кровяным давлением.

Рассеянные цветные пиксели в тканях вокруг стеноза.

Указание на выраженный стеноз.(*иногда такое визуализируется при неправильной настройке/высокой чувствительности ЦДК)

Вспышка

Соответствует артефакту вибрации. Пульсация сердца передается на соседние структуры, т.е. краниальные отделы печени.

Короткое, но интенсивное цветовое кодирование всех пикселей в допплеровском окне во время систолы.

Мешает осмотру сосудов в области, близкой к сердцу.

Расплывание

Усиление сигналов вызывает «расширение» сосудов.

Площадь цветных пикселей больше диаметра сосуда(*иными словами ЦДК выходит за границы сосуда, по сути вариант артефакта вспышки и вибрации тканей, т.е. вы видите кровоток там где его на самом деле уже нет).

Размытая граница сосуда и неточная демаркация внутренней поверхности стенки.

Мерцающий артефакт

Вызывается некоторыми камнями, кальцинатами и инородными телами с шероховатой поверхностью.

Камни с цветовой кодировкой или кальцинаты с мозаичным рисунком. Иногда полезно для обнаружения небольших камней в почках.

Изменение угла падения

Ультразвуковой луч падает на сосуд, пересекающий плоскость сканирования под разными углами.

Несмотря на постоянную скорость потока в одном направлении, сигналы от сосуда отображаются разными цветами в зависимости от угла между сосудом и ультразвуковым лучом. Если он «спрятан» под углом 90°, цветной пиксель не будет визуализироваться(*такое происходит, когда сосуд идет параллельно поверхности датчика, в таких случаях датчик нужно слегка наклонить так, чтобы избавиться от этой параллельности).

Неоднородное изображение сосуда — это не артефакт, а правильное изображение, зависящее от фактического ракурса каждой части изображения.

Побочные эффекты

Кинетическая энергия ультразвуковых волн может оказывать неблагоприятное воздействие на ткани. К нетепловым эффектам относятся кавитация, прямое механическое повреждение клеток за счет ускорения движение частиц в жидкости (акустический поток) и агрегация частиц или клеток. Кавитация — это образование пустот или пузырьков в биологической структуре во время фазы разрежения звуковой волны. Эти пузырьки могут расти при изменении давления или схлопываться во время фазы положительного давления. Риск кавитации низок при интенсивности ультразвука, используемой в медицинской диагностике. Кроме того, ультразвуковая диагностика применяется очень короткими импульсами. Тем не менее, поскольку очень маленькие пузырьки газа могут служить центрами кавитации, недавнее введение контрастных веществ в виде микропузырьков стимулировало и возобновило обсуждение этого явления.

Также может иметь место прямое механическое повреждение клеточных мембран, возникновение высоких температур или образование свободных радикалов. Тем не менее, Комитет по ультразвуковой безопасности Всемирной федерации ультразвука в медицине и биологии заявил, что в большом количестве исследований, проведенных на сегодняшний день, не было обнаружено неблагоприятных биологических эффектов. Введен механический индекс(MI) для обозначения относительного риска неблагоприятных биологических эффектов, возникающих в результате механического воздействия при ультразвуковом исследовании. Этот индекс рассчитывается ультразвуковым оборудованием в режиме реального времени и отображается, чтобы оператор знал о любом риске.

Генерация тепла в тканях является важным ограничивающим фактором в диагностическом использовании ультразвука. Повышение температуры в ткани зависит от поглощенной ультразвуковой энергии и объема, в котором происходит поглощение. Таким образом, поглощенная энергия выше при использовании стационарных ультразвуковых излучателей (фиксированный датчик, например, доплеровский режим, ТМ-режим), чем при использовании методов сканирования (датчик перемещается во время исследования, например, B-сканирование). Кроме того, тепловой эффект снижается за счет конвекции, особенно в кровотоке. Эмбрион особенно чувствителен к длительному воздействию ультразвука, особенно во время длительных допплеровских исследований.

Тепловой индекс (TI) отображается в режиме реального времени как показатель максимального повышения температуры, которое может произойти в ткани во время длительного ультразвукового исследования.

В зависимости от используемого метода соответствующий индекс для использования определяется как:

- TIS для поверхностных тканей (например, щитовидной железы или глаз); этот показатель можно использовать и для эндоскопического УЗИ;

- TIC для поверхностных костей (например, исследование головного мозга через череп);

- TIB костной ткани в ультразвуковом луче (например, исследование плода).

Ультразвук, который вызывает повышение температуры менее чем на 1 ° C выше нормального физиологического уровня 37 ° C, считается безопасным Комитетом по ультразвуковой безопасности Всемирной федерации ультразвука в медицине и биологии.

*Если кому-то интересно, то подробнее об этих индексах можно почитать в словаре данного сайта - Безопасность УЗИ :: Словарь - Для в...

*Также в публикации присутствуют формулы, схемы и эхограммы.

*комментарии редактора