Осипов (Раздаточные материалы), страница 2

В некоторых случаях и наклонная зеркальная граница может давать ложные
изображения, иногда сопровождающиеся фокусирующим эффектом, если граница
имеет вогнутую форму.

Рефракция и эффект линзы влияние различий в скорости ультразвука, ?рефракция (преломление т.е. искривление УЗ луча, возникающее вследствие неоднородности биологических тканей , приводит к искажениям акустического изображения. В случаях рефракции возможно геометрическое смещение наблюдаемых структур относительно их истинного положения. На границе сред, одна из которых имеет скорость распространения ультразвука С1, отличную от ;скорости С2 в другой среде, происходит преломление УЗ луча, т.е. он изменяет свое направление. При этом на экране прибора вместо реального положения объекта, находящегося глубже границы сред, наблюдается смещенное его изображение.

Установить наличие смещения и в ряде случаев устранять этот эффект можно, изменяя положение или ракурс датчика. Желательно найти такое положение, при котором направление УЗ луча будет почти перпендикулярно границе разнородных сред. При этом преломление луча будет минимальным.

Рефракция (преломление) УЗ луча при прохождении сред с различными скоростями ультразвука может в отдельных случаях приводить к эффекту линзы. Как правило, этот эффект приводит к ухудшению аппаратурной фокусировки УЗ туча вследствие его расфокусировки или перефокусировки. При расфокусировке увеличивается ширина УЗ луча и, следовательно, ухудшается поперечная разрешающая способность. В случае перефокусировки сначала может быть уменьшение ширины луча в зоне фокуса линзы Fл, а потом опять-таки увеличение ширины луча и ухудшение качества изображения.

Устранение влияния артефактов, вызванных рефракцией и эффектом линзы в биологических тканях, пока невозможно. Поэтому нужно относиться с большой осторожностью к интерпретации эхографических изображений диффузных поражений внутренних органов.

Ухудшение фокусировки луча вследствие различия скоростей распространения ультразвука в биологических тканях имеет место не только вследствие эффекта линзы. По существу это основная причина, определяющая физический предел поперечной разрешающей способности в биологических тканях. Как известно, УЗ луч формируется определенной частью элементов датчика, занимающих размер D на рабочей поверхности датчика. Различные элементы излучают УЗ импульсы таким образом, чтобы они одновременно сходились в точке фокуса F. Это является обязательным условием правильного формирования УЗ луча. Если импульсы, излученные элементами, проходят среды с различными скоростями распространения ультразвука, то они могут прийти в точку фокуса со сдвигом во времени, т.е. не будут сфазированы. В результате суммарный сигнал S в точке фокуса может быть меньше каждого из суммируемых сигналов S1 и S2. Это означает, что отсутствует правильная фокусировка луча - луч при этом расширяется или вообще, как говорят, "разваливается".

Напомним, что чем больше размер D, тем тоньше может быть УЗ луч, если он формируется в однородной среде, где нет различия скоростей ультразвука на различных путях распространения.

Эффект относительного ухудшения качества фокусировки из-за неоднородности сред тем сильнее, чем больше размер D, так как в большей зове выше вероятность появления различий в скоростях распространения ультразвука. Поэтому вначале увеличение апертуры D дает эффект улучшения поперечной разрешающей способности, но по достижении некоторого размера D дальнейшее его увеличение может не сопровождаться уменьшением ширины УЗ луча, т.е. наступает физический предел улучшения разрешающей способности.

В принципе существуют методы, позволяющие преодолеть указанные трудности, но сейчас они находятся в стадии исследования ввиду большой сложности их реализации.

Латеральные тени. Для образований, содержащих жидкость, характерны так называемые латеральные акустические тени, которые появляются на краях образований. Причина их возникновения - очень большая величина угла падения на боковые стенки образования я, стало быть, большой угол отражения, что приводит практически к невозможности возврата эхо-сигналов от этих стенок обратно к датчику и формирования изображения стенки. Более того, доля энергии излученного УЗ сигнала, проходящая вглубь за боковыми стенками образования, резко снижается из-за того, что от них происходит практически полное отражение излучаемою сигнала, который может далее многократно отражаться от стенок внутри образования. А раз мал уровень излученного сигнала в зоне за боковыми стенками, малы и ответные эхо-сигналы от глубже расположенных структур. Методы борьбы с латеральными тенями отсутствуют, поэтому этот артефакт надо иметь в виду и правильно интерпретировать, если он встречается при исследованиях

«Хвост кометы». Артефакт «хвост кометы» наблюдается в случае, когда в результате воздействия ультразвука возникают собственные вибрации объекта, например небольшого газового пузырька или инородного металлического тела в тканях организма. Этот артефакт наблюдается в виде полоски повышенной яркости за объектом.

ЭНЕРГЕТИЧЕСКИЙ ДОППЛЕР Этот режим является модификацией режима цветового допплеровского картирования и отличается от него тем, что позволяет отображать двухмерную картину расположения и форму сосудов, выделяя их одним цветом на фоне обычного изображения в В-режиме. Метод энергетического допплера не дает информацию о средней скорости кровотока в отдельных элементах изображения, а регистрирует факт наличия кровотока. В этом смысле он близок методу рентгеновской ангиографии и позволяет наблюдать сосуды со слабый кровотоком, такие, как сосуды почек, яичек, плаценты и т.д. Оттенки цвета (как правило, с переходом от темно-оранжевого к оранжевому и желтому) несут информацию об интенсивности сигналов, отраженных движущимися элементами крови.

Основные преимущества метода: практически полная независимость от допплеровского угла, повышенная чувствительность, большая частота кадров по сравнению с другими допплеровскими методами, отсутствие неоднозначности измерения спектра.

К недостаткам энергетического допплера следует отнести большую чувствительность к любому движению. Перемещение датчика, сдвиг мягких тканей всё это может исказить изображение.

ЭФФЕКТ ДОППЛЕРА

Основой допплеровских методов является эффект Допплера, который состоит в том, что частота колебаний звуковых волн, излучаемых источником (передатчиком) звука , и частота этих же звуковых волн, принимаемых приемником звука, отличаются, если приемник и передатчик движутся друг относительно друга (сближаются или удаляются). Тот же эффект наблюдается, если в приемник поступают сигналы источника звука после отражения движущимся отражателем, Этот последний случай имеет место при отражении УЗ сигналов от движущихся биологических структур (например, элементов крови).

Принципы получения цветового допплеровского изображения

Цветовое допплеровское картирование в основе своей строится аналогично серошкальному (черно-белому) изображению, получаемому в обычных УЗ сканерах, не использующих допплеровскую информацию. Принципиальным отличием режима СFM является то, что в определенной (выделенной) части серошкального изображения выводится в цвете информация о скорости движения структур в каждом из элементов изображения.

В системе с цветовым допплеровским картированием, как и в обычном сканере, датчик излучает УЗ импульсы и принимает эхо-сигналы, приходящие с различных направлений и различных глубин. Глубина отражающих структур определяется по времени прихода импульса, так как скорость движений импульса в мягких тканях почти неизменна. Яркость соответствующей эхо-сигналу отметки на экране пропорциональна амплитуде сигнала. Все сказанное относится к случаю отражений от неподвижных структур.

Кровоток в серошкальном В-режиме, как правило, не виден (сечение сосуда темное) из-за недостаточного уровня эхо-сигналов, отраженных от форменных элементов крови. В режиме CFM более высокая энергия излучаемых сигналов дозволяет наблюдать эти эхо-сигналы.

В эхо-сигналах, отраженных движущимися структурами, имеет место допплеровский сдвиг частоты, т.е. частота эхо-сигналов изменяется относительно частоты сигнала, отражаемого неподвижными структурами.

В каждом элементе изображения (или элементе разрешения), в котором имеет место допплеровский сдвиг частоты эхо-сигнала, аппаратура определяет знак этого сдвига (положительный или отрицательный) и среднее значение частоты сдвига.

По измеренному среднему значению допплеровского сдвига частоты можно вычислить среднее значение скорости движения в элементе (точнее, проекцию скорости на ось УЗ луча). Направление и среднее значение скорости в ряде случаев можно вычислить и прямым измерением без использования допплеровских методов. В соответствии с направлением скорости элемент изображения окрашивается в красные или синие тона. При этом изменения цвета от темно-красного до красного, оранжевого и желтого отображают возрастающую величину среднего значения скорости для прямого кровотока. Для обратного кровотока в зависимости от величины сдвига цвет меняется от темно-фиолетового до голубого, иногда зелено-голубого и зеленого. Обычно цветовая палитра дается в качестве справочной на экране цветного монитора прибора рядом с акустическим изображением.

В некоторых приборах отображаются не только направление и среднее значение скорости кровотока в анализируемом элементе, но и дисперсия, характеризующая ширину спектра скоростей в этом элементе. Один из способов отображения - изменение, насыщенности цвета; при этом к основному цвету подмешивается белый цвет тем в большей пропорции, чем больше дисперсия спектра скоростей.

Другой способ отображения дисперсии - включение вкраплений зеленого цвета в цветовой окрас каждого элемента изображения. Чем больше дисперсия спектра, т.е. чем шире спектр скоростей в элементе, тем больше площадь вкрапления зеленого цвета.

Специфическим узлом системы цветового допплеровского картирования является устройство оценки скорости по результатам измерения направления и средней величины допплеровского сдвига частоты в элементах анализируемой области. Иногда это же устройство оценивает дисперсию спектра скоростей в каждом элементе.

Датчики, применяемые для цветового допплеровского картирования, аналогичны датчикам, используемым в сканерах с черно-белым изображением. Отличием их является то, что они могут работать в дуплексном режиме, т.е. одновременно в режимах В и CFM. В сипу этого технология их изготовления должна обеспечивать высокую чувствительность при приеме допплеровских сигналов.

С учетом необходимости получать с помощью датчиков не только серошкальное изображение, но и допплеровскую информацию, работа с датчиками в режиме CFM имеет свои особенности.

При неблагоприятной ориентации оси УЗ луча датчика относительно скорости кровотока в сосуде, когда они перпендикулярны друг другу, проекция скорости движения на ось луча равна нулю и частота эхо-сигнала от движущихся структур/ равна частоте f0, излучаемой датчиком, т. е. допплеровский сдвиг частоты F_д = 0. В этом случае оценить скорость движения невозможно.

Один из способов, который позволяет решить задачу оценки скорости движения в этой ситуации, - изменение ориентации оси датчика относительно направления движения в ту или другую сторону. В этом случае проекция скорости та ось Уз луча имеет отрицательное или положительное направление относительно датчика, и возможно определение этой проекции скорости по измеренному значению допплеровского сдвига частоты F_д. Такой способ можно применять, когда используется датчик с малой апертурой (малым размером рабочей поверхности), например секторный датчик (механического или электронного сканирования) или конвексный, а также микроконвексный датчик.

Если применяется линейный датчик с большой апертурой (большим размером рабочей поверхности), затруднительно изменять ориентацию датчика простым наклоном в ту или иную сторону, так как при этом может быть нарушен контакт рабочей поверхности датчика с поверхностью тела. Радикальный способ решения проблемы - применение датчика с изменением направления излучения приема относительно рабочей поверхности датчика. Указанный способ усложняет аппаратуру, однако эффективно решает проблему оценки скорости в неблагоприятных ситуациях.

Режим цветового допплеровского картирования (CFM) принципиально отличается от режимов спектрального допплера (CW или PW) прежде всего тем, что должен обеспечить оценку скорости кровотока сразу во многих элементах изображения, причем в реальном времени, т.е. с частотой кадров не менее 10-15 с-1.

Для измерения скорости в режиме CFM используется пачечной сигнал, похожий на сигнал, применяемый в режиме PW. Однако общая длительность сигнала и число импульсов в пачке в режиме CFM существенно меньше. На это имеются следующие причины.

1. Дефицит времени. Для того чтобы наблюдать достаточно представительную зону в режиме CFM, надо излучить пачечный сигнал в процессе сканирования последовательно по крайней мере в нескольких десятках соседних направлений УЗ лучей). Например, если число направлений 20, то для реализации частоты кадров 20 с-1 необходимо иметь длительность пачки сигналов не более 1,5- 2 мс.

2. Ограниченное число цветов или оттенков, котороe может воспринимать исследователь на экране дисплея и при этом мысленно соотносить каждому цвету определенное значение скорости кровотока. Число таких цветов, определяющее разрешающую способность по скорости в режиме CFM, как правило, не более 8 для одного направления, т.е. общее число не более Кг. Большее количество цветовых оттенков иногда используется в более сложных и дорогих приборах.

По указанным причинам количество импульсов в пачке в режиме с FМ много меньше, чем в режиме PW, где требуется более точная шкала измерения спектра скоростей.

Для оценки скоростей в режиме CFM не используется процесса быстрого преобразования Фурье (БПФХ как в режимах PW и С W, а применяется один из двух методов обработки сигналов: