Акустические окна узи что это
Ультразвук и медицина
УЗИ сканер RS80
Эталон новых стандартов! Беспрецедентная четкость, разрешение, сверхбыстрая обработка данных, а также исчерпывающий набор современных ультразвуковых технологий для решения самых сложных задач диагностики.
Основные принципы метода и физические характеристики
Скорость ультразвуковых волн в мягких тканях тела человека в среднем составляет 1,540 м/сек и практически не зависит от частоты. Датчик является одним из основных компонентов диагностических систем, который конвертирует электрические сигналы в ультразвуковые колебания и производит электрические сигналы, получая отраженное эхо от внутренних тканей пациента. Идеальный датчик должен быть эффективен как излучатель и чувствителен как приемник, иметь хорошие характеристики излучаемых им импульсов со строго определенными показателями, а также принимать широкий диапазон частот, отраженных от исследуемых тканей.
В электронных датчиках ультразвуковые колебания возбуждаются благодаря подаче высоковольтных импульсов на пьезо-кристалы, из которых состоит датчик (пьезоэлектрический эффект был открыт Пьером и Марией Кьюри в 1880 году). Количество раз, сколько кристалл вибрирует за секунду, определяет частоту датчика. С увеличением частоты уменьшается длина волны генерируемых колебаний, что отражается на улучшении разрешения, однако, поглощение ультразвуковых колебаний тканями тела пропорционально возрастанию частоты, что влечет за собой уменьшение глубины проникновения. Поэтому датчики с высокой частотой колебаний обеспечивают лучшее разрешение изображения при исследовании не глубоко расположенных тканей, так же как низкочастотные датчики позволяют обследовать более глубоко расположенные органы, уступая высокочастотным качеством изображения. Это разногласие является основным определяющим фактором при использовании датчиков.
В ежедневной клинической практике применяются различные конструкции датчиков, представляющие собой диски с одним элементом, а также объединяющие несколько элементов, расположенных по окружности или вдоль длины датчика, производящие различные форматы изображения, которые необходимы или предпочтительны при проведении диагностики различных органов.
Типы датчиков для УЗИ и их применение
Колесниченко Ю.Ю., врач УЗД, www.uzgraph.ru
На протяжении более чем 50 лет, многие виды медицинских ультразвуковых датчиков используются в клинической практике. Они работают на различных центральных частотах, имеют различные физические размеры и формы, а также обеспечивают различные форматы изображений.
Например, фазированная решетка имеет небольшую (обычно 20 х 15 мм) контактную поверхность для установки между ребрами и имеет возможность создавать секторные изображения с широким охватом и глубиной при высокой (> 100 кадров/с) частоте кадров.
Хорошо известно, что пьезоэлектрические датчики могут при размещении на теле или внутри него передавать ультразвуковые импульсы и получать эхо-сигналы изнутри тканей и органов. Для получения клинически полезных изображений необходим дополнительный ингредиент, а именно сканирование. Обычно акустический луч, генерируемый отдельным датчиком, перемещается в заданном направлении либо электронным, либо механическим способом для получения серии импульсных эхо-линий, которые определяют плоскость изображения. Для 2-мерного (2D) сканирования плоскостью изображения является плоскость xz. Простой метод сканирования состоит в том, чтобы перемещать акустический луч постепенно, с шагом определяемым как дельта-x вдоль оси x. В каждой позиции создается импульсная эхо-линия, а затем набор полученных линий интерполируется для получения изображения прямоугольной формы. Альтернативный подход к перемещению заключается в смещении угла акустического луча по дуге, с шагом определяемым как дельта-тета в плоскости xz. Как и в предыдущем подходе, после получения полного набора линий они интерполируются в секторное 2-мерное изображение. Вариантом линейного сдвига является криволинейная геометрия, в этом случае массив расположен на кривой, образованной радиусом кривизны (R), а линейное приращение, дельта-s, находится вдоль криволинейной поверхности, а не прямой линии. Что интересно в этой геометрии, так это то, что это приращение вдоль кривой, эквивалентно угловому сдвигу через отношение дельта-s = R х дельта-тета. Вследствие этого типа сканирования вдоль дуги, линии разветвляются радиально.
Аналогично, сканирование может быть определено для плоскости yz. В этом случае поступательное сканирование выполняется вдоль оси y с шагом дельта-y, а угловое сканирование выполняется с шагом дельта-тета в плоскости yz. Для достижения трехмерного (3D) сканирования или сканирования в любом месте положительного полупространства, определяемого положительными осями x, y и z, сканирование в плоскостях xz и yz может быть объединено для формирования объемного сканирования пирамидальной формы.
Несмотря на то, что ранние (одноэлементные) датчики для ультразвуковой визуализации в двумерных плоскостях были механическими, к началу 1980-х годов для сканирования уже использовались многоэлементные датчики с массивами пьезоэлементов. Многоэлементный датчик для УЗИ состоит из набора одиночных пьезоэлементов, которыми можно управлять, как группами. В линейной матрице группа встроенных элементов включается и выключается постепенно, эффективно сдвигая активную группу элементов в сторону на дельта-x для создания отдельных импульсных эхо-линий, составляющих плоскость изображения. Импульсные эхо-линии интерполируются для формирования результирующего прямоугольного формата изображения соответствующего форме датчика.
Фокусировка может быть выполнена как механическим, так и электронным способом. Для линейного формата электронная фокусировка достигается для каждой линии сканируемого изображения путем управления временем задержки, при котором напряжение возбуждения отдельных элементов подается на группу активных элементов. В плоскости yz (т.е. плоскости, перпендикулярной плоскости изображения, часто называемой толщиной среза) достигается фиксированная фокусировка с использованием механической линзы.
Чтобы несколько облегчить ограничение фиксированного фокуса, некоторые производители систем визуализации предлагают массивы с несколькими строками в направлении z. Однако для полностью управляемой фокусировки в плоскости yz требуются двухмерные матричные датчики, которые способны обеспечить не только улучшенную фокусировку по z, но также трехмерные и 4-мерные (4D) изображения.
Типы датчиков
Внутриполостные(эндокавитальные) датчики
Внутриполостные датчики представляют собой большую группу специализированных датчиков, которые предназначены для изображения внутри полости тела. Трансэзофагеальные(чреспищеводные) датчики используются для визуализации внутренних органов, особенно сердца, изнутри пищевода. Они используют более высокие частоты (> 5 МГц) и реализованы в виде фазированных решеток с манипуляторами и двигателями для регулировки ориентации датчика. Миниатюрные чреспищеводные 2D массивы поддерживают электронное сканирование в 3D и 4D режимах.
Внутрисердечные фазированные решетки вводятся через сосуд, чтобы получить доступ к внутренним камерам сердца. Хирургические специальные зонды включают лапароскопические массивы, вставленные через небольшие разрезы для помощи при лапароскопической хирургии; они примечательны своей FOV, несмотря на небольшие диаметры. Интраоперационные массивы имеют специальную форму для размещения на сосудах, органах и областях, доступных во время открытой операции.
Как уже отмечалось, эндокавитальные датчики, прездназначенные для работы через небольшие отверстия обычное имеют широкой FOV (90°-150°). Эти зонды включают трансректальные (эндоректальные) для визуализации малого таза через прямую кишку и уже описанные эндовагинальные (также называемые трансвагинальными) для визуализации женского малого таза и репродуктивных органов через влагалище. Эти эндо-датчики, имеют цилиндрическую форму, чтобы вписаться в небольшие отверстия, а также имеют конвексные массивы (обычно 3-9 МГц) на их концах с большой FOV. Трансректальные датчики могут быть биплановыми.
Уникальными датчиками являются биплановые датчики, которые состоят из двух ортогональных массивов, создающих изображения в плоскостях xz и yz. Обычно массивы бывают небольшими (8-12 мм) и выпуклого типа. Каждый массив пьезоэлементов будет соответствовать определенному типу сканирования: конвексное, секторное или линейное, в зависимости от конструкции датчика, так что на практике можно использовать несколько комбинаций. Альтернативно, подмножество возможностей визуализации двумерного массива является одновременным представлением двух ортогональных двумерных изображений.
Внутрисосудистые датчики вводятся в кровеносные сосуды для изображения стенок сосудов при различных патологических состояниях (тип H). Они чаще всего представлены механически вращаемым одиночным пьезоэлементом с частотой более 20 МГц и специализированными системами визуализации, хотя существуют также крошечные (около 2 мм в диаметре) массивы, предназначенные для этой цели.
Транскраниальные датчики
Транскраниальная визуализация мозга и его сосудистой системы проводится через ограниченные акустические окна через череп, такие как виски или глаза. Трансорбитальные матрицы являются высокочастотными (обычно > 20 МГц) офтальмологическими датчиками и используются для изображения глаза или использования глаза в качестве акустического окна. Транскраниальные датчики обычно представляют собой низкочастотные (1-4 МГц) фазированные решетки, используемые для изображения кровеносных сосудов внутри черепа через висок в качестве акустического окна.
Акустические окна узи что это
а) Качественный анализ. С тех пор, как ультразвук применяется в кардиологических диагностических целях, эхокардиографически получаемую морфологическую и функциональную информацию стали использовать и в качестве суррогатных маркеров для характеристики тканей. Так, например, по данным о толщине, систолическом утолщении и показателям диастолической функции левого желудочка делается вывод об изменениях свойств сердечной мышцы (например, гипертрофия миокарда или «рубец»). Хотя в контексте клинических синдромов этот подход и является целесообразным, следует помнить о неспецифическом и исключительно качественном характере этого подхода.
б) Анализ миокардиальных эхо-сигналов:
1. Принцип. Отражающие поверхности и структуры являются определенными областями разницы импедансов. Отражения от больших по сравнению с длиной ультразвуковой волны поверхностей происходят в одном направлении (причем угол падения равен углу отражения) и называются «зеркальными». Если же длина волны ультразвука больше, чем отражающие поверхности, как это обычно бывает в случае структурных элементов сердечной мышцы, то падающий луч подвергается рассеиванию. Это рассеянное эхо имеет множество направлений и указывает на характеристики, связанные с различными факторами, такими как различия импедансов соседних структур, величина, форма, концентрация и пространственное расположение этих «рассеивателей». На анализе рассеянных эхо-сигналов основывались первые количественные попытки эхокардиографической характеристики тканей.
2. Возможности применения. Анализ рассеянных эхо-сигналов был успешно использован в научных исследованиях, например, для характеристики жизнеспособного, гибернирующего миокарда, гипертрофической, диабетической и дилатационной кардиомиопатии, гипертрофии миокарда при артериальной гипертензии у спортсменов, миокардиального амилоидоза и гемохроматоза, при саркоидозе, реакциях отторжения трансплантата и объемных образованиях в сердце.
3. Проблемы. Тем не менее по причине технической сложности и недостаточной стандартизируемости данных, а также из-за неблагоприятного соотношения сигнал/ шум у датчиков предыдущих поколений (см. ниже) и особенно из-за обусловленной анизотропией ограниченной сравнимости циклических амплитуд рассеивания сигнала в зависимости от угла облучения и исследуемой области эти методики не нашли применения в клинической практике.
С самого начала потенциальную методическую проблему для диагностического использования анализа рассеянных эхо-сигналов представляют влияния от других структур, таких как грудная стенка, ребра или жировая ткань, способных индивидуально различным образом изменять ультразвуковой сигнал уже по пути к сердцу. Если бы было возможно селективно анализировать лишь те сигналы, которые действительно представляют собой результат взаимодействия излучаемого ультразвука и облучаемого миокарда, то это повысило бы воспроизводимость и особенно улучшило бы сравнимость результатов измерений между пациентами с различной физической конституцией. По меньшей мере частично этой цели можно достичь при построении гармонического изображения (Tissue Harmonic Imaging, ТН1).
в) Режим второй гармоники (THI). Чем глубже ультразвук пронизывает ткань, тем больше на расположенных в ней структурах появляется нелинейных компонентов сигнала со значительной акустической энергией и с частотами, соответствующими гармоническим частотам по отношению к исходной волне. Режим второй гармоники основан на том принципе, что рассеянное и направленное отражение от поверхностно расположенных структур (грудная стенка, жировая ткань, ребра) почти не содержит такие гармонические частоты. При помощи специальных фильтров или при помощи техники «гармонического изображения с модуляцией энергии» можно селективно удалить эти имеющие преимущественно первоначальную частоту отраженные сигналы, поэтому в режиме THI можно изучать рассеянное эхо от более глубоко расположенных структур, в первую очередь от миокарда.
Beaver и соавт. показали, что на клинически значимых глубинах исследования, при сравнимых настройках приборов и соответствующем расположении волокон в режиме второй гармоники (ТН1) можно добиться гораздо более высокой интенсивности сигнала от облучаемого миокарда, чем в режиме построения изображения на основной частоте. Конечно, анизотропия ткани в режиме THI влияет на амплитуду «интегрального эха» так же, как и в режиме основной частоты.
г) Отслеживание пятна. Современные технологические разработки при количественном анализе тканей используют характеристики отдельных участков миокардиального эха («пятен») и методики распознавания текстуры, чтобы от кадра к кадру сохранять положение определенных контрольных областей; тем самым их позиция меняется соответственно поступательному движению структур сердца. Это технологическое нововведение имеет особое практическое клиническое значение, поскольку оно, независимо от выбранных аналитических процессов, впервые позволяет автоматически удерживать контрольный объем в одной и той же зоне миокарда на протяжении всего сердечного цикла. Тем самым становится ненужной обязательная прежде ручная корректировка положения контрольного объема от кадра к кадру. Таким образом, техника «отслеживания пятна» означает не только существенную экономию во времени, но и улучшенную воспроизводимость и объективность оценки тканей благодаря исключению субъективного компонента при ручном позиционировании контрольного объема.
Сегодня это обусловливает реальную возможность появления валидированных оценок в меньших контрольных объемах, не охватывающих всю толщину стенки (например, патофизиологически релевантные исследования перфузии, значений СVIВ или скорости деформации в субэндокардиальных отделах стенки).
д) Допплеровские методики. Сегодня различные методики тканевой (TDI) допплер-ЭхоКГ (включая импульсное допплеровское исследование миокарда и цветовую миокардиальную допплер-ЭхоКГ) позволяют проводить количественную оценку региональных скоростей движения миокарда и характеристик деформации. Деформация (strain) и скорость деформации (strain rate) менее зависимы от совокупного движения сердечных структур и от их пассивных движений (как, например, наблюдается в краевых зонах ишемизированного миокарда), чем скорость движения миокарда.
Как и анализ рассеянных эхо-сигналов, режим TDI позволяет с высокой чувствительностью получать информацию о функциональном состоянии даже очень небольших областей миокарда и с относительно небольшими трудозатратами вносит свой вклад в их характеристику. Некоторые эксперименты на животных показывают, что циклическая изменчивость рассеянных эхо-сигналов и измеренные в режиме TDI показатели скорости движения миокарда хорошо коррелируют и обладают схожей информативностью: например, оба коррелируют также и с выраженностью миокардиального фиброза. Сегодня техника TDI, выполняемая на коммерческих сканерах с довольно умеренными затратами по времени, получает все большее значение в эхокардиографической характеристике тканей, особенно в комбинации с режимами «отслеживания пятна» и второй гармоники (ТН1).
Наложение сигналов тканевой допплер-ЭхоКГ (GDS, оригинальная запись) на интегральную кривую обратного рассеивания («integrated back scatter», CVIB, частота оцифровки 195 Гц, разрешение по амплитуде 19 бит) из той же области миокарда; здоровое сердце собаки, парастернальный доступ, задняя стенка левого желудочка. Наблюдается явное сопоставление по времени, но непараллельная форма кривых. Кривая интегрального рассеивания, как и кривая тканевой допплер-ЭхоКГ, имеет сложные воспроизводимые колебания. Синхронизация с сердечной деятельностью происходит при помощи одновременно регистрируемой ЭКГ (внизу).
е) Трехмерная характеристика тканей. Наконец, в будущем и трехмерная ЭхоКГ в реальном времени могла бы внести свой вклад в развитие ЭхоКГ характеристики тканей. Многие из новых технологий построения изображения принципиально не ограничены двумерной эхокардиографией, а могут быть применены и к вокселям определенного тканевого объема. Тем самым можно еще более эффективно преодолеть технические ограничения, связанные с поступательными движениями сердечных структур на двумерной ЭхоКГ, и в перспективе достичь еще более надежной характеристики миокарда.
ж) Дальнейшие технические разработки. Диагностическая пригодность, стойкость к искажениям и воспроизводимость всех методов характеристики тканей критическим образом зависят (как и качество традиционных ультразвуковых методик) от качества сигнала и, тем самым, в первую очередь от свойств отраженных или рассеянных эхо-сигналов. Поэтому как раз в последние годы производители основные усилия прилагали для технического развития аппаратного обеспечения, которое позволило бы добиться лишенного артефактов высокого качества сигнала и более чувствительной регистрации акустической информации.
Новейшие технические разработки используют инновационный процесс создания элементов, при котором получаются гомогенные монокристаллы с почти совершенными поляризационными свойствами и максимальной энергоэффективностью. Результатом такого фундаментального улучшения физических свойств датчиков является не только великолепное качество обычных эхокардиограмм, но и значительно улучшенное отображение тканевого эха и, тем самым, лучшая распознаваемость тканевых структур.
Благодаря монокристальной технологии расширяется амплитудная ширина диапазона датчика, оптимизируется энергоэффективность и повышается качество сигнала, что позволяет еще раз значительно выиграть в качестве THI-изображений сердечной мышцы и всех остальных методик, применяемых при эхокардиографической характеристике тканей.
2. Дальнейшие улучшения. Дальнейшие существенные для эхокардиографической характеристики тканей аппаратные усовершенствования касаются технических аспектов преобразования сигнала и оптимизации формирования ультразвуковой волны, благодаря чему станет возможной обработка сигнала с большей шириной динамического диапазона и более высокой частотой кадрирования.
з) Детерминанты акустических свойств миокарда. Независимо от выбранного методического подхода исследователь при анализе миокарда стремится распознать и количественно оценить морфологические и/или функциональные аномалии миокардиальных структурных элементов. В следующих разделах обсуждаются важные характеристики миокарда, для которых доказано их влияние на акустические свойства.
2. Тканевая архитектура. Кроме того, на расположение и интенсивность миокардиальных рассеянных сигналов влияют геометрия и пространственное размещение рассеивающих элементов по отношению к углу падения ультразвукового луча. Несколько авторов продемонстрировали выраженную анизотропию миокарда, определяемую как различие в интегральном рассеивании при направлении луча параллельно и перпендикулярно направлению волокон и крупных сосудов человека. При этом обычно самое интенсивное отражение наблюдается при перпендикулярном облучении мышечных волокон.
3. Содержание жидкости и микроваскулярный гематокрит. Наконец, экспериментальные исследования указывают на то, что как содержание жидкости в тканях, так и микроваскулярный гематокрит влияют на акустические свойства. Так, было показано, что увеличение содержания жидкости в миокарде, измеренного по отношению к нативной и сухой массе ткани, приводит к нарастанию интенсивности отраженного рассеивания параллельно с нарастанием отека. Острая реакция отторжения после трансплантации сердца, сопровождающаяся клеточной инфильтрацией и миокардиальным отеком, также связана с увеличением интенсивности отраженного рассеивания.
Кроме того, в принципе следует принять, что наполненные газом микросферы, находящиеся в коронарном микроциркулятор-ном русле при выполнении контрастной эхокардиографии, также значительно изменяют акустические свойства миокарда.
Редактор: Искандер Милевски. Дата публикации: 25.12.2019
Ультрасонография органов брюшной полости
УЗИ сканер WS80
Идеальный инструмент для пренатальных исследований. Уникальное качество изображения и весь спектр диагностических программ для экспертной оценки здоровья женщины.
Методика исследования
Эхография органов брюшной полости проводится утром натощак после ночного голодания, однако в экстренных ситуациях исследование может быть выполнено в любое время. В большинстве случаев особой подготовки не требуется, хотя у тучных пациентов, больных с выраженным метеоризмом качественный осмотр может быть затруднен. Для уменьшения помех, обусловленных наличием газа в кишечнике, рекомендуется в течение 2-3 дней соблюдение диеты, бедной клетчаткой, исключение из пищи продуктов, усиливающих газообразование в кишечнике. Помимо этого показан прием карболена, ферментных препаратов (фестал, дигестал). Очистительную клизму ставить нет необходимости. При обследовании в экстренном порядке, а также после еды, необходимо помнить о возможности выявления в желудке или в кишечнике дополнительных включений, обусловленных наличием содержимого в их просвете.
Исследование осуществляют без задержки дыхания. В результате проведенного сканирования в 2-х плоскостях получают общее представление о топографии органов верхнего этажа брюшной полости и выявляют грубые отклонения от нормы (схемы 1, 2).
Затем приступают к детальному изучению органов при задержке дыхания на высоте глубокого вдоха. Обследуя печень и желчный пузырь, трансдьюсер устанавливают параллельно правой реберной дуге и небольшими его наклонами, просматривают всю печень и желчный пузырь. При выраженном метеоризме возможно проведение исследования через межреберные промежутки справа в положениии больного на левом боку, что позволит избежать помех, обусловленных раздутыми петлями кишок. Эхографию поджелудочной железы начинают с поперечных срезов, переходя в последующем к сканированию в продольной плоскости. Селезенку осматривают в положении больного на правом боку, располагая трансдьюсер перпендикулярно реберной дуге.
Для обследования желудочно-кишечного тракта проводят вначале продольные срезы по всему животу слева направо и обратно, затем поперечные сверху вниз и обратно. И желудок, и кишечник должны быть осмотрены в поперечной и продольной плоскостях.
Ультразвуковое исследование почек осуществляют как со стороны спины (поперечные и продольные сечения), так и с передней (лежа на спине) и боковых (лежа на правом и левом боку) поверхностей живота, лучше при задержке дыхания в фазе глубокого вдоха. Для выявления подвижности или опущения почек эхографию производят в положении пациента сидя или стоя.
Предложенного алгоритма проведения ультразвукового исследования органов брюшной полости и почек необходимо придерживаться во всех случаях, поскольку лишь системный анализ получаемых эхограмм позволяет провести полноценное исследование, избежать возможных ошибок, получить необходимую информацию. Следует помнить, что качество обследования, в первую очередь, зависит от внимания врача, а поспешный осмотр недопустим.
Печень
Ультразвуковое исследование печени можно проводить в любое время без предварительной подготовки. Обследование проводится, как правило, в трех плоскостях (продольной, поперечной и косой) со стороны правого подреберья и эпигастрия. При этом необходимо оценить расположение, форму, контуры, размеры, структуру и эхогенность паренхимы, сосудистый рисунок в целом и конкретные сосуды, протоковую систему, влияние окружающих органов на состояние изображения печени. Точность диагностики выявляемых изменений возрастает при динамическом наблюдении (схема 3).
Отличительным признаком печеночных вен является их радиальное расположение (от периферии к центру), «отсутствие» стенок, возможность проследить ход мелких ветвей (до 1 мм в диаметре) до периферии органа. Портальная вена образуется в результате слияния верхнебрыжеечной и селезеночной вен. Лучше всего она видна при косом сканировании через правое подреберье и визуализи-руется в виде трубчатой структуры, имеющей четкие стенки. Ее можно проследить от места образования до впадения в ворота печени, где она разделяется на левую и правую ветви. В норме диаметр воротной вены не превышает 13-15 мм. Печеночная артерия визуализируется в области ворот печени как трубчатая структура небольшого диаметра (до 4-6 мм) с высокоэхогенными стенками. Внутрипеченочные желчные протоки в норме могут быть визуализированы только начиная с долевых. Они также имеют высокоэхогенные стенки и малый диаметр (не более 1 мм).
Результаты исследований
Рис. 1. Эхографическая картина нормальных левой и правой долей печени.