Основы ультразвуковой диагностики

Реферат

На тему:

«Основы ультразвуковой диагностики»

Содержание

Понятие ультразвук. Основные параметры ультразвуковых колебаний

Закономерности распространения ультразвука в биологических средах

Эффект Доплера

Генерация и прием ультразвуковых колебаний

Отображение Эхо-сигналов

Артефакты

Терминология

Биологическое действие ультразвука

Литература

Понятие ультразвук. Основные параметры ультразвуковых колебаний

Ультразвук - волнообразное распространяющееся колебательное движение частиц упругой среды с частотой свыше 20 000 Гц. Схематическое изображение ультразвуковых колебаний показано на рисунке 1Р-1. Из рисунка видно, что ультразвук представляет собой серию чередующихся участков разряжения и сжатия частиц упругой среды.

Рис. 1Р-1. Схематическое изображение ультразвуковых колебаний. Пояснение в тексте. (Feigenbаum, 1994)

Основные параметры ультразвуковых колебаний:

Т - период колебания. Время необходимое для чередования фаз сжатия и разряжения.

F - частота. Величина обратная периоду колебаний.

F = 1/Т

l - длина волны. Расстояние между двумя близлежащими точками среды, находящимися в одной фазе колебаний.

А - амплитуда колебаний. Максимальное отклонение колебаний от положения равновесия. Амплитуда ультразвуковых колебаний связана с мощностью ультразвуковой энергии.

С - скорость распространения ультразвука. Прямопропорциональна длине волны и частоте излучаемого ультразвука.

С = l · f.

На скорость распространения ультразвука влияют свойства среды, в которой осуществляются ультразвуковые колебания. Например, в мягких тканях человека скорость распространения ультразвука составляет 1 540 м/с, в костях - 3 370 м/с, в жировой ткани - 1 450 м\с, в печени - 1 550 м\с, в крови - 1 570 м\с, в мышцах - 1 580 м\с.

И - интенсивность ультразвука. Отражает количество энергии, проходящей через определенную область в единицу времени.

И = мощность (Вт) / область (м2)

Закономерности распространения ультразвука в биологических средах

Распространение ультразвука зависит от плотности, структуры, однородности, вязкости и сжимаемости тканей. Интегративным отражением этих свойств является акустический импеданс (АИ) ткани. Акустический импеданс характеризует степень сопротивления среды распространению ультразвука.

АИ = d · c

где:

d - плотность среды (кг/м3),

с - скорость распространения ультразвука в среде (м/с)

Закономерности отражения

Отражение ультразвука происходит на границе раздела сред с различными акустическими импедансами.

1. Величина отражения ультразвука прямопропорциональна разности акустических импедансов сред.

2. Ультразвук отражается от обьектов, размеры которых составляют не менее 1/4 длины волны.

3. Угол падения ультразвука равен углу отражения (рис. 1Р-2).

4. Чем ближе угол падения к 90 градусам, тем больше величина отраженного ультразвука.

Рис. 1Р-2. Распространение, отражение и рассеивание ультразвука.

А - на относительно ровной границе раздела двух сред (зеркальный отражатель) происходит частичное отражение ультразвука. Причем, угол падения ультразвуковых лучей к границе раздела сред (1) равен углу отражения (2). Часть ультразвуковых лучей преломляется на границе раздела двух сред и распространяется далее. Угол преломления (3) не равен углу падения ультразвука. Б - относительно неровная граница раздела двух сред (диффузный отражатель) вызывает частичное рассеивание ультразвуковых колебаний (Tegeler, Eicke, 1992).

От способности ткани к отражению зависит качество ее визуализации, в основном контрастность изображения. Коэффициент отражения (КО) определяется отношением акустических импедансов двух смежных сред ткани.

(АИ 1 - АИ 2)

КО = -

(АИ 1 + АИ 2)

В зависимости от соотношения длины волны зондирующего излучения и размеров объектов отражения различают три типа отражателей:

1. Одиночные отражатели, размеры которых меньше длины волны. Они отражают ультразвук в соответствии с рэлеевской теорией диффузного рассеяния во всех направлениях. Амплитуда сигналов, идущих от диффузных отражателей незначительная.

2. Отражатели, размеры которых соизмеримы с длиной волны. В этом случае растет амплитуда эхосигналов.

3. Зеркальные отражатели, размеры которых намного больше длины волны. В этом случае отражение становится направленным, а амплитуда эхосигналов еще более возрастает.

В реальных биологических средах присутствуют обычно все три типа отражателей. Границы органов и тканей, стенки сосудов являются зеркальными отражателями, внутренние структуры органов и тканей - диффузными отражателями I и II типов.

Ниже приведены коэффициенты отражения (%) границ раздела некоторых тканей.

Кровь - мышцы 1,5

Вода - мозг 3,2

Кровь - жир 7,9

Печень - камни 17,0

Мышца - кость 64,6

Вода - мягкие ткани 2,9 - 6,6

Воздух - мягкие ткани 99,96

Введя в формулу для расчета коэффициента отражения значение интенсивности ультразвука (И), можно рассчитать интенсивность отражения эхосигнала (ИО).

(АИ 1 - АИ 2)

ИО = ИХ -

(АИ 1 + АИ 2)

При этом интенсивность проникновения ультразвука (ИП) будет соответствовать разности между интенсивностью излучения и интенсивностью отражения. Например, акустический импеданс воздуха равен 200 rayls, а мягких тканей 1 630 000 rayls. Отсюда следует, что в случае И = 1 Вт/см2, ИО составляет 0,999 Вт/см2. Следовательно, интенсивность проникновения ультразвука на границе воздух - мягкие ткани будет равна 0,001 Вт/см2.

Закономерности преломления

1. На границе раздела двух сред, в случае если ультразвук распространяется под углом к границе, происходит его преломление (рис. 1Р-2).

2. Угол преломления УЗ-волны не равен углу падения.

Затухание

Затухание ультразвуковых колебаний происходит в результате расхождения, рассеивания и поглощения. Расхождение ультразвуковых волн происходит в так называемой дальней зоне и лимитируется особенностями датчика (рис. 1Р-3). Рассеивание ультразвука происходит в результате преломления на границе раздела сред. Поглощение связано с затратой энергии ультразвуковых колебаний на нагревание и кавитацию тканей.



Рис. 1Р-3. Распространение ультразвука, генерируемого нефокусируемым (А) и фокусируемым (Б) датчиками (Feigenbaum, 1994).

Затухание (3) = 1/2 · дистанцию (м) · частоту ультразвука (Гц)

Глубина проникновения ультразвука (проникающая способность)

Проникающая способность обратнопропорциональна величине акустического импеданса среды. Чем выше плотность среды, тем больше поглощение и рассеивание. Чем выше частота УЗ, тем меньше проникающая способность, тем легче происходит его затухание.

Отразившись от границы раздела сред, ультразвуковой луч вернется к датчику через время t. Зная скорость распространения ультразвука в тканях (1 540 м/с) и время, за которое ультразвук прошел расстояние до границы раздела сред и обратно (D t), можно вычислить расстояние от датчика до объекта (D):

1540 · t

D = -

2

Разрешающая способность

Разрешающая способность ультразвука характеризуется минимальным расстоянием между двумя точками, при котором их еще можно различить. Аксиальное разрешение определяется минимальным расстоянием между двумя точками, расположенными по ходу ультразвукового луча. Латеральное разрешение характеризуется минимальным расстоянием между двумя точками, расположенными перпендикулярно к ходу лучей. Чем выше частота ультразвука, тем выше разрешающая способность. Латеральное разрешение обычно хуже аксиального.

Эффект Допплера

Назван по имени Кристиана Андреаса Допплера и заключается в том, что частота ультразвукового сигнала при его отражении от движущегося объекта изменяется пропорционально скорости движения лоцируемого объекта вдоль оси распространения сигнала.

1. Чем больше скорость движения обьекта, тем больше сдвиг частоты ультразвука.

2. При движении объекта в сторону источника излучения, частота отраженного от объекта эхо увеличивается, а при движении объекта от источника излучения - уменьшается (рис. 1Р-4).

Таким образом, по величине сдвига частоты ультразвука можно определить скорость и направление кровотока:

D f · C

V = -

2f · Cos Q

где:

D f - сдвиг частоты ультразвукового сигнала,

f - частота посылаемого ультразвукового сигнала,

С - скорость распространения ультразвука в среде,

Q - угол между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока,

V - скорость кровотока.

Следствия:

1. Чем меньше частота ультразвукового сигнала, тем большие скорости кровотока могут быть измерены. Поэтому для допплеровского исследования быстрых кровотоков следует выбирать датчик с наименьшей частотой.

2. Угол между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока не должен превышать 20 градусов. Это диктует необходимость направлять луч при допплеровском исследовании параллельно кровотоку.

Рис. 1Р-4. Эффект Допплера.

А - неподвижная мишень. Частота зондирующего (ft) и отраженного (fr) ультразвука не различаются. Б - движение мишени к датчику. Частота отраженного ультразвука больше зондирующего. В-движение мишени от датчика. Частота отраженного ультразвука меньше зондирующего. Т - трансдьюсер, работающий на излучение ультразвука. R - трансдьюсер, работающий на прием эхо (Feigenbaum, 1994).

Генерация и прием ультразвуковых колебаний

Блок-схема простейшего ультразвукового аппарата представлена на рисунке 1Р-5. Его основным элементом, обеспечивающим генерацию ультразвуковых колебаний и детекцию эхо является ультразвуковой датчик (transduсer). Важнейшие компоненты трансдьюсера показаны на рисунке 1Р-6.

Рис. 1Р-5. Упрощенная схема блоков ультразвукового аппарата, обеспечивающего визуализацию структуры в А и В-режимах (Zagzebski, 1992)



Рис. 1Р-6. Основные компоненты ультразвукового датчика (Feigenbaum, 1994)

Работа ультразвукового датчика основана на пьезоэлектрическом эффекте. Каждый пьезоэлемент изготовлен из кристалла, чаще всего титоната циркония и имеет форму диска.

Пьезокерамический диск колеблется при работе из-за разности его толщины (толщинное колебание). При этом резонансная частота преобразователя обратно пропорциональна толщине диска. Для получения ровной характеристики чувствительности в диапазоне частот диск вырезают так, чтобы в результате этого значение резонансной частоты поднялось выше верхней границы диапазона.

Для излучения и приема ультразвука используется прямой и обратный пьезоэлектрический эффект, соответственно. При прямом пьезоэффекте электрический импульс подается на кристалл и вызывает его деформацию, которая сопровождается распространяющимся колебанием частиц прилежащей среды - генерацией ультразвука. При обратном пьезоэффекте отраженные от объекта ультразвуковые лучи деформируют кристалл, в результате чего возникает разность потенциалов, в которой закодированы параметры ультразвука.

Если длина волны значительно превышает длину пьезоэлемента, то ультразвук распространяется в виде сферических волн. При уменьшении длины волны ультразвук распространяется параллельно и концентрируется в луч. Оптимальный размер пьезоэлектрического элемента равен 1/2 длины волны (рис. 1Р-7).

Рис. 1Р-7. Пьезоэлектрические элементы датчика. Оптимальный размер пьезоэлектрического элемента равен половине длины волны излучаемого ультразвука (Feigenbaum, 1994)

Расстояние, на которое волны распространяются параллельно в виде луча, называется ближней зоной (near field). Волны расходятся в дальней зоне (far field). Наилучшим образом объекты могут быть исследованы в ближней зоне.

Протяженность ближней зоны (l) зависит от радиуса датчика (r) и длины ультразвуковой волны (l).

l = r2/l, т. к. l = С/f, то

l = (r2 · f)/1 540, или l (мм) = (d · f)/6,

где d - диаметр датчика в мм.

Следовательно, размер ближней зоны может быть увеличен путем увеличения частоты ультразвука или радиуса датчика. Для удлинения ближней зоны используют коррегирующие линзы или электронные средства.

При ультразвуковом диагностическом исследовании основное время работы датчика затрачивается на прием ультразвуковых колебаний. На излучение датчик работает менее 1% времени

Отображение эхо-сигналов

Интенсивность принятых эхо-сигналов может быть отображена на дисплее в различных режимах:

А - режим (от английского amplitude - амплитуда) - представляет интенсивность отраженного эхо в виде амплитуды сигнала и расстояния до раздела сред (рис. 1Р-10). Не имеет временной оси. Фактически отображает расстояние между объектом и датчиком на данный момент времени. Не позволяет зарегистрировать движение. Применяется в эхоэнцефалографии.

В-режим (от английского brightness - яркость). Кодирует интенсивность принятых эхо-сигналов в виде яркости свечения точек дисплея. Самостоятельного значения в настоящее время не имеет. Его развитием служат М-режим и двухмерное изображение (В-режим в реальном времени).

М-режим (от английского motion - движение). Обеспечивает разверстку яркости свечения структур во времени (рис. 1Р-10). По оси ординат откладывается расстояние до объекта, а по оси абсцисс - время. Применяется в эхокардиографии

Двухмерный режим (В-режим в реальном времени). Обеспечивает двухмерный показ. Для его получения происходит сканирование (изменение направления ультразвукового луча) в определенном секторе или участке в зависимости от типа датчика. Яркость свечения точек на каждый момент времени сканирования запоминается и представляется на дисплее в виде единой картины, имеющей горизонтальную и вертикальную оси. Получаемое при этом режиме изображение наиболее соответствует анатомической структуре

Трехмерный режим. Является дальнейшим развитием В-режима. Трехмерное изображение достигается путем компьютерного преобразования сигнала, полученного при помощи датчика с вращающейся излучающей плоскостью. Дает возможность рассматривать исследуемую структуры с разных сторон. Первый опыт внедрения получен в области эхокардиографии и акушерских исследований

Допплеровский режим - позволяет зарегистрировать скорость и направление движения крови. Представляет собой кривую допплеровского сдвига частот развернутую во времени. Кровоток, направленный от датчика, изображается внизу изолинии, к датчику выше ее. Есть звуковой выход, который преобразует сдвиг частоты ультразвукового сигнала в виде звука. Это необходимо для корректировки направления датчика, а звук не является аналогом аускультативных звуков. Допплеровский режим был реализован в аппаратах ультразвуковой допплерографии (УЗДГ). В отличии от В-режима они не дают изображения исследуемой структуры, а представляют на экране информацию о кровотоке в виде кривой допплеровского сдвига частот («слепой» Доплер)

Импульсный допплеровский режим (Pulsed Wave Doppler). Основан на излучении ультразвукового сигнала в виде отдельных серий импульсов.

Поскольку известна скорость распространения ультразвука в тканях (1 540 м/c), создается возможность анализировать только те сигналы, которые отражаются от мишеней, расположенных на определенном расстоянии от датчика. Место исследования кровотока называется контрольным объемом (Sample Volum). Главное достоинство - возможность измерения скорости кровотока в строго определенном участке сосуда или сердца.

Частоту повторения импульсов (PRF) увеличивают при уменьшении глубины расположения контрольного объема и уменьшают при исследовании кровотока, находящегося далеко от датчика. Частота повторения импульсов, как правило, изменяется автоматически при перемещении контрольного объема в интересующую область.

Чем больше частота повторения импульсов, тем более быстрый кровоток может быть исследован. Предельная скорость кровотока, которая может быть измерена методом импульсной допплерографии, называется пределом Найквиста. При измерении скорости кровотока, превосходящей предел Найквиста происходит искажение допплеровского спектра - элайзинг (aliasing). Механизм возникновения элайзинг-эффекта схематически изображен на рисунке 1Р-15. Главный недостаток импульсного режима - невозможность измерять быстрые скорости кровотока. При этом патологический кровоток в стенотической зоне зачастую превосходит по скорости предел Найквиста.

Постоянноволновой допплеровский режим (Continuous Wave Doppler). При этом режиме в датчике разобщены кристаллы, посылающие и воспринимающие ультразвук. Поэтому кровоток исследуется вдоль всего луча. Главное достоинство - возможность измерения любой скорости кровотока. Главный недостаток - невозможность точной локализации исследуемого кровотока.

Допплеровское исследование позволяет зарегистрировать различные виды линейной и объемную скорости кровотока.

Дуплексное сканирование. Разработано в начале 70-х годов (Barber e.a., 1974). Объединяет возможности двухмерного изображения и ультразвуковой допплерографии. Дуплексное сканирование в реальном времени позволяет одновременно наблюдать на экране изменяющееся положение контрольного объема в В-режиме и кривую допплеровского сдвига частот, получаемую из исследуемого участка

Цветное допплеровское картирование (ЦДК) от английского Color Doppler Imaging (CDI). Заключается в наложении закодированных различными цветами направлений и скоростей кровотока на двухмерное изображение сердца, сосуда или органа. Красный цвет показывает направление движение крови к датчику, а синий - движение крови от датчика. Светлые тона - высокие скорости кровотока, насыщенные - низкие. При достижении предела Найквиста возникает искажение цветов (aliasing). Искажение дает турбулентный поток, связанный с внутрисердечными шунтами, стенозами клапанов и регургитацией, кровоток в месте гемодинамически значимого стеноза артерии, в месте ее перегиба при патологической извитости или в месте экстравазального сдавления.

Цветное дуплексное сканирование. Этот режим возник в результате объединения возможностей дуплексного сканирования и ЦДК в середине 80-х годов. Иногда обозначается как триплексное сканирование или дуплексное сканирование с ЦДК. Позволяет наблюдать допплеровскую кривую с одновременной регистрацией В-режима и ЦДК. Следует отметить, что обновление В-режима в цветном дуплексе происходит с большей задержкой времени, чем при регистрации допплеровской кривой в черно-белом дуплексе, что затрудняет эффективное управление положением контрольного объема.

Контрастная эхография - используется в основном в эхокардиографии для усиления допплеровских сигналов трикуспидальной регургитации путем внутривенного введения физиологического раствора, содержащего пузырьки воздуха, или раствора перекиси водорода.

В настоящее время разработаны специальные контрасты для эхокардиографии, например, «Эховист» фирмы «Shering». Для большого круга кровообращения, неэлиминирующиеся в легких, например, «Левовист» фирмы «Shering». Ожидается, что контрасты для большого круга кровообращения существенно улучшат возможности ультразвуковой диагностики сосудистой патологии, включая такие сложные области как, например, коронарные артерии

Артефакты

Артефакты, связанные с работой оборудования

Артефактный шум (Artefactial Noise). Это артефактная наводка от близкорасположенных источников электромагнитного излучения (оборудование, электротранспорт и т.д.)

Артефакт-хлопок (Main Bang Artefact). Это довольно известный ультразвуковой эффект, который практически невозможно устранить. Он заключается в появлении высокоинтенсивного эхосигнала по причине сильного различия между акустическими свойствами трансдюссера и прилежащей к нему ткани.

Артефакты, связанные с взаимодействием эхо с тканью.

Затемнение (Shadowing). Возникает при инсонации таких структур как газ, кость, кальцинированные атеромы и др., которые хорошо поглощают ультразвук и дают площадь затемнения по ходу эхо

Реверберация (Reverberation Artefact). При отражении ультразвука от структур, с существенно отличающимся от ближайших тканей импедансом (газ, кость), большая часть эхо возвращается к трансдьюсеру и это может быть причиной удвоения оригинальной структуры при визуализации. Часто реверберация наблюдается при сканировании сосудов. В результате переотражения ультразвука между стенками сосуда возникает артефактное заполнение просвета сосуда структурами повышенной эхогенности

Зеркальный артефакт (Mirror Artefact). Кривая анатомическая структура может фокусировать и отражать подобно зеркалу. При этом следует попробовать зондирование указанного участка из другой точки.

Повышающий эффект (Enhancement Effect). Возникает в случае, когда эхо проходит через заполненную жидкостью структуру и позади нее происходит увеличение амплитуды эхо. В этом случае необходимо уменьшить валовый гейн и привести в порядок DGC.

Эффект кометы (Comet Effect). Границы раздела с большой отражающей способностью (ткань, воздух и т.д.) создают плотную эхогенную линию на обратной поверхности.

Артефакт боковых теней. Затемнение по ходу УЗ-лучей (акустическая дорожка) при инсонации выпуклой поверхности. Например, тени от стенок артерии при поперечном сканировании. Возникает из-за интерференции УЗ-волн.

Терминология

Эхогенность - характеристика способности структуры отражать ультразвук.

Гиперэхогенная структура - обладающая высокой способностью к отражению ультразвука.

Гипоэхогенная структура - дающая слабое отражение ультразвука.

Анэхогенная структура - не дающая отражения ультразвука.

Изоэхогенная структура - отражающая ультразвук подобно окружающим тканям.

Спектральная кайма - окаймление спектра допплеровского сдвига частот. Характеризуется как четкая (при качественной технике и нормальном кровотоке) и нечеткая или «размытая.»

Спектральное окно - площадь ограниченная спектральной каймой и базальной линией.

Спектральное расширение - характеристика спектра допплеровского сдвига частот, определяющаяся количеством мишеней (эритроцитов) с различной скоростью в исследуемом объеме. Обращают внимание на увеличение спектрального расширения, что характерно для турбулентного потока.

Пиковая (систолическая, диастолическая) скорость. Это максимальная линейная скорость кровотока в систолу или в диастолу. Для диастолы могут выделять конечную пиковую диастолическую скорость и начальную или раннюю. Используются и другие характеристики кровотока, например, средняя (линейная) скорость кровотока (измеренная) по времени и другие.

Биологическое действие ультразвука

Ультразвук, проникая через ткани, вызывает эффекты нагревания и кавитации. По данным Всемирной Организации Здравоохранения диагностический ультразвук не вызывает повреждения хромосом и не причиняет ущерба здоровью человека. Необратимые изменения в тканях возможны при интенсивности ультразвука больше 10 Вт/см2, в то время, как интенсивность ультразвука, используемого в диагностике, не превышает 50 мВт/см2.

Помимо воздействия собственно ультразвука при работе с механическими датчиками имеет место локальная вибрация. Кроме того, ультразвуковой аппарат создает электромагнитное излучение. Однако, вредоносное действие, перечисленных факторов при работе с диагностическим ультразвуком не доказано.

Литература

1. Абдулов Р.Я, Атьков О.Ю., Соболь Ю.С. Атлас ультразвуковой диагностики в 2 т., Т.1. - Харьков, Прапор. - 1993. - 112 с.

2. Агранат Б.А., Дубровин М.Н., Хавский Н.Н. Основы физики и техники ультразвука. - М., Высшая школа-1987. - 235 с.

3. Гаврилов Л.Р., Цирульников Е.М. Фокусированный ультразвук в физиологии и медицине.-М., Наука. - 1980. - 236 с.

4. Каневский И.Н. Фокусирование звуковых и ультразвуковых волн-М., Наука. - 1977. - 195 с.

5. Кикучи Е. Ультразвуковые преобразователи.-М., Мир. - 1972. - 295 с.

6. Колесников А.Е. Ультразвуковые измерения.-М., Издательство стандартов. - 1982. - 125 с.

7. Леонов Б.И. Ультразвуковая диагностическая аппаратура: принципы ее построения и клиническое применение.

Методические рекомендации.-М., ВНИИМТ. - 1991. - 52 с.

8. Мухарлямов Н.М. Клиническая ультразвуковая диагностика. Руководство для врачей в 2 т., Т.1.-М., Медицина. - 1987. - 328 с.

9. Розенберг Л.Д. Физические основы ультразвуковой технологии.-М., Наука-1970.-175c.

10. Шиллер Н., Осипов М.А. Клиническая эхокардиография.-М. - 1993. - 347 с.

11. Шутилов В.А. Основы физики ультразвука.-Л., Изд-во ЛГУ. - 1980.-165 с.

12. Ваrber F.E., Baker D.W., Nation A.W.C., Standness D.E. Jr., Reid J.M. Ultrasonic duplex echodoppler scanner. IEEE

Transaction on Biomedical Engineering. - 1974.-V.21.-P.109-113.

13. Feigenbaum H. Echocardiography.-Lea and Febiger, Philadelphia. - 1994. - 695 P.

14. Golletti O., Buccianti P., Cavina E. Laparoscopic Sonography.-Editoriale Grasso, Roma. - 1994. - 172 p.

15. Tegeler C.H., Eicke M. Physics and Principles of transcranial doppler ultrasonography / Babikian V.L., Wechsler L.R.

Transcranial doppler ultrasonography.-Mosky-Year Book, Inc. - 1993.-p. 3-9.

16. Zagzebski J.A. Physics and Instrumentation in Doppler and B-mode Ultrasonography / Zwiebel W.J. Introduction to

vascular ultrasonography.-Philadelphia, W.B. Sounders Co. - 1992.-P 19-43