WWW.DISSERS.RU

БЕСПЛАТНАЯ ЭЛЕКТРОННАЯ БИБЛИОТЕКА

   Добро пожаловать!

Pages:     | 1 || 3 | 4 |   ...   | 9 |

«В.Г. Лелюк, С.Э. Лелюк УЛЬТРАЗВУКОВАЯ АНГИОЛОГИЯ Издание второе, дополненное и переработанное Москва 2003 Vl adi mi r G. Le l y uk, S v e t l a n a E. Le l y uk U L T R A S O U N D A N G I O ...»

-- [ Страница 2 ] --

ной системе самым узким местом является аорта. При Пульсовая волна распространяется со скорос разветвлении артерий, несмотря на то что каждая ветвь тью 5-10 м/с и даже более. Пульсовой волне давле сосуда ужетой, от которой произошла, наблюдается уве- ния соответствует пульсация скорости кровотока в личение суммарного русла, так как сумма просветов ар- крупных артериях, однако ее значения существенно териальных ветвей больше просвета разветвившейся меньше скорости распространения пульсовой вол артерии. Наибольшее расширение русла отмечается ны давления (максимальное значение 0,3-0,5 м/с).

в капиллярной сети: сумма просветов всех капилля ров примерно в 500-600 раз больше просвета аорты.

Соответственно этому кровь в капиллярах движется в 500-600 раз медленнее, чем в аорте [1 ]. Снижение ско ростных показателей кровотока на уровне артериол и ка пилляров является следствием не только изменения ди аметра, но и снижения внутрипросветного давления.

В основе этого лежит рост периферического сопротив ления, необходимый для регуляции объема протекаю щей через орган крови, что обеспечивается изменени ем внутреннего диаметра артериол за счет сокращения или расслабления их мышечной стенки.

В венах линейная и объемная скорости крово тока вновь возрастают, так как при слиянии вен сум марный просвет кровяного русла сужается. Кроме того, венулы отличаются значительно меньшим со противлением кровотоку, чем артериолы. В полых венах линейная скорость кровотока достигает поло вины регистрируемой в аорте. Величина внутрипрос ветного давления продолжает снижаться (рис. 2.8).

Поскольку кровь выбрасывается сердцем от дельными порциями, кровоток в артериях носит пуль сирующий характер, поэтому его линейная и объем ная скорости непрерывно меняются: они максималь ны в аорте и легочной артерии в момент систолы же Рис. 2.8. Скорость потока, объем крови, давление и сопро лудочков и уменьшаются во время диастолы. В ка- тивление в разных частях сосудистой системы.

ФИЗИЧЕСКИЕ И КЛИНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ГЕМОДИНАМИКИ Пульсовая волна не является синусоидальной (гар- ткани с высоким уровнем метаболических процессов.

монической). Как и любой периодический процесс, К ним относятся сонные и позвоночные артерии, по пульсовая волна может быть представлена суммой чечные артерии, артерии, кровоснабжающие парен гармонических волн. химатозные органы, экзо- и эндокринные железы, В ходе так называемых пульсовых колебаний мочеполовую систему. Ко второй группе относятся скорость кровотока в восходящей аорте меняется артерии, кровоснабжающие органы и ткани с низким циклически. Сначала (после открытия аортальных уровнем метаболических потребностей, например клапанов) она резко возрастает, достигая максиму- артерии верхних и нижних конечностей, а также аор ма примерно к концу первой трети периода изгнания, та, верхняя и нижняя брыжеечные артерии. Уровень затем, к окончанию этого периода, падает до нуля.

метаболических процессов в органах и тканях зави От начала периода расслабления и до закрытия аор сит от их функциональной активности и ее времен тальных клапанов отмечается кратковременный об но'го распределения. При подразделении артерий на ратный ток крови в левый желудочек. Во время диас группы учитывался фоновый уровень метаболичес толы, до начала следующего периода изгнания кровь ких процессов - в отсутствие дополнительных функ в восходящей аорте обычно не движется.

циональных нагрузок. При наличииуартерии ветвей, Скорость распространения пульсовой волны в кровоснабжающих органы и ткани с разными мета значительной степени зависит от растяжимости со- болическими потребностями, суммарная величина судов и отношения толщины их стенки к радиусу. Чем сопротивления (и, следовательно, ее групповая при ригиднее или толще сосуд и чем меньше его радиус, надлежность) определяется соотношением объемов тем быстрее распространяется по нему пульсовая крови, перераспределяемых в различные ветви, а волна. Скорость распространения пульсовой волны также фоновым уровнем функциональной нагрузки в аорте равна 4-6 м/с, а в менее эластичных артери на кровоснабжаемые структуры.

ях мышечного типа (например, лучевой) она состав Пульсовая волна в артериях с высоким и низким ляет 8-12 м/с. С возрастом эластичность сосудов периферическим сопротивлением имеет разную снижается, а скорость распространения пульсовой форму. В артериях первой группы все пики и инци волны возрастает. Она увеличивается также при по зуры (углубления, или вырезки) располагаются выше вышенном кровяном давлении, поскольку в этом слу базовой линии, во второй группе в начале диастолы чае сосуды напряжены и степень их возможного даль наблюдается волна ретроградного кровотока, по нейшего растяжения снижена. Напротив, в венах, мнению ряда авторов, обусловленная колебаниями обладающих высокой эластичностью, скорость рас пульсового давления [6, 22, 28, 29]. Первый пик, вы пространения пульсовой волны значительно мень являемый на кривой пульсовой волны, соответству ше - примерно 1 м/с в полой вене и около 2 м/с в ет максимальному возрастанию скорости кровотока крупных венах руки. Таким образом, скорость рас в период изгнания, первое углубление (инцизура) пространения пульсовой волны отражает эластич началу периода расслабления. Вторая инцизура от ность сосудистой системы.

ражает период закрытия аортальных клапанов. На Изменение формы пульсовых колебаний давле- блюдаемый при этом ретроградный ток крови на кри ния, в том числе увеличение систолического давле- вой пульсовой волны в сосудах с высоким перифе ния в периферических артериях, обусловлено рядом рическим сопротивлением характеризует фазу ран механизмов, важнейшими из которых являются: ней диастолы. Четвертый компонент имеет положи 1) отражение волн;

2) затухание волн;

3) зависимость тельную направленность и соответствует периоду скорости распространения волн от частоты.

диастолы (рис. 2.9) [2, 6].

Отражение пульсовых волн связано с увеличени ем волнового сопротивления в местах разветвления Влияние препятствия на артериальную сосудов, атакже со снижением эластичности в дисталь- гемодинамику. Понятие ных отделах. Однако в наибольшей степени волны от гемодинамической значимости ражаются в прекапиллярныхрезистивных сосудах. При сужении сосудов отражение волн усиливается, при К патологическим процессам, вызывающим раз расширении - уменьшается. Из-за потерь энергии, витие различных гемодинамических эффектов в ар связанных с трением, амплитуда отраженных волн со териальной системе, относят стеноокклюзирующие ставляет всего 30-40% от величины первичных волн.

поражения, аневризмы, артериовенозные фистулы Затухание волн зависит от целого ряда факторов и мальформации, а также различные виды деформа и в том числе от строения сосудистой стенки и гео- ций. Гемодинамические эффекты, развивающиеся метрии кровеносного русла. Чем выше растяжимость сосудов, тем затухание больше. Оно возрастает так же в местах деления или сужения артерий. Волны вы сокой частоты затухают сильнее, чем низкочастотные.

Все артерии, формирующие сосудистую систе му человека, делятся на две группы: с низким и с вы соким периферическим сопротивлением. В основе такого деления лежит уровень метаболических про цессов в органах и тканях, кровоснабжаемых разны ми сегментами артериального русла. Первую группу Рис. 2.9. Пульсовая волна в артериях с высоким (А) и низ формируют артерии, кровоснабжающие органы и ким (Б) периферическим сопротивлением.

ФИЗИЧЕСКИЕ И КЛИНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ГЕМОДИНАМИКИ при локальном процессе, могут быть разделены на а также активации механизмов функциональной локальные и системные. Локальные гемодинамичес- компенсации.

кие эффекты характеризуются изменением типа по- Любое сужение просвета сосуда более 20% тока, а также его скоростных и энергетических со- по диаметру является стенозом, поскольку в этой ставляющих в области поражения, включая прокси- области формируются локальные изменения ге мальные и дистальные участки сосуда, непосред- модинамики.

ственно прилежащие к ней. Системные гемодинами- Стенозы более 20% и до 50% по диаметру сопро ческие эффекты характеризуются активацией систе- вождаются развитием первичных и вторичных эффек мы компенсации, включая анатомические и функци- тов. Причем чем выше степень стеноза, тем более вы ональные (миогенный, метаболический, невроген- ражены эти эффекты. Проксимальнее места стеноза ный) механизмы. Недостаточное развитие компенса- уменьшается средняя скорость кровотока, повышает торных механизмов может быть причиной нарушений ся уровень пульсового давления, поток в непосред органного и тканевого кровотока. При стеноокклю- ственной близости от стеноза имеет турбулентный зирующих поражениях, аневризмах и деформациях характер за счет отражения частиц крови от препят в основе развития системных гемодинамических эф- ствия, профиль скорости уплощается. Это сопровож фектов лежат избыточные потери энергии в области дается переходом части энергии потока в тепловую.

локального повреждения, связанные с формирова- В месте стеноза поток значительно ускоряется, уве нием турбулентного потока. личивается кинетическая энергия, давление потока При артериовенозном шунтировании нарушения снижается. За местом стеноза, в зоне турбуленции, кровотока, как правило, имеют не только локальный, скорость кровотока снижается, кинетическая энергия но и системный характер и связаны с патологическим потока падает (рис. 2.10). Однако выраженность энер перераспределением объема крови из артерий в вены гетических потерь при умеренных степенях стеноза и обкрадыванием дистального цир куляторного русла.

Наиболее распространен ным видом артериальной пато логии являются стеноокклюзиру ющие поражения, причиной раз вития которых могут быть: ате росклероз, тромбозы и воспали тельные поражения сосудистой стенки. На их примере целесооб разно описание закономернос Рис. 2.10. Схема изменения профиля скорости кровотока в разных отделах сте тей развития локальных и сис- нозированной артерии.

темных гемодинамических нару шений [6, 11, 21, 22, 29-36]. невелика. В связи с этим отмечается практически пол Степень и характер локальных, а также системных ная нормализация как линейных, так и объемных па гемодинамических нарушений при стеноокклюзирую- раметров кровотока в дистальном отделе, и не раз щих поражениях зависят от нескольких факторов: виваются третичные эффекты стеноза [6, 22].

1) протяженности и диаметра суженного сегмента;

При стенозах более 55-60% выявляются как ло 2) неровности внутренней поверхности;

3) степени не- кальные, так и системные эффекты. Степень выра симметричности сужения и его формы;

4) соотноше- женности локальных эффектов значительно выше, ния площади поперечного сечения суженного сегмен- чем при стенозах умеренных степеней. В области та и площади поперечного сечения неизмененного со- сужения в случае критических стенозов величины суда;

5) градиента артериовенозного давления;

6) ве- давления потока, а следовательно, и его потенци личины периферического сопротивления дистальнее альной энергии стремятся к нулю. На протяжении места стеноза;

7) величины сердечного выброса;

8) ре- стеноза и в постстенотической области значитель ологических свойств крови;

9) наличия и выраженнос- но возрастают энергетические потери за счет дей ти источников коллатеральной компенсации;

10) состо- ствия силы трения. Согласно закону Хагена - Пуа яния реактивности сосудистой стенки [22]. зейля, потеря энергии вязкости в стенотической Все гемодинамические феномены, вызываемые части сосуда прямо пропорциональна его длине и стенозами разной степени выраженности, можно обратно пропорциональна четвертой степени ради разделить на первичные, вторичные и третичные [15]. уса сосуда. Радиус сужения потока является наибо Первичный эффект стеноза характеризуется локаль- лее важным фактором, влияющим на потерю энер ным возрастанием скорости кровотока (и величины гии вязкости. Например, при стенозе сосуда 75% по кинетической энергии потока) в его зоне. Вторичный диаметру сопротивление потоку в 81 раз больше, его эффект выражается в изменениях скорости кро- чем в нестенозированном сегменте (рис. 2.11). Эта вотока, типа потока, пульсовых колебаний давления энергия рассеивается в форме тепла при прохож проксимальнее и дистальнее зоны стеноза. Совокуп- дении потока через место сужения. Дополнительные ность первичного и вторичного эффектов стеноза потери энергии связаны с ускорением тока крови в формирует локальный гемодинамический сдвиг (пе- месте стеноза и нарушением однонаправленнсти репад). Третичный эффект стеноза состоит в колла- потока. Степень энергетических потерь существен теральной перестройке дистальной гемодинамики, но зависит от конфигурации стеноза. При «резком» ФИЗИЧЕСКИЕ И КЛИНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ГЕМОДИНАМИКИ обрыве стенозированного участ ка потери энергии больше, чем в случае его «плавности». Инерция выброса преодолевает отрица тельный градиент давления и силы сцепления между частица ми крови при поступлении ее в расширенную часть сосуда, где поток делится на быстрый сре динный и медленный пристеноч ный. Частицы крови, находящие ся около стенки сосуда, движут ся медленно, а иногда и в проти воположном направлении - в об ласть низкого давления зоны сте ноза. Энергия потока может воз действовать на эластические элементы артериальной стенки и в ряде случаев приводит к пост стенотической дилатации сосу Рис. 2.11. Схема изменения энергетических составляющих потока в зоне стеноза.

да, а также к механическому по вреждению эндотелиальных тка ней и низкочастотной вибрации стенки сосуда [22]. ноз, теоретически приводящий к развитию перфузи Дистальнее стеноза на некотором расстоянии от онного дефицита (т. е. любой стеноз более 60% по него поток крови вновь приобретает ламинарный ха- диаметру) и вызывающий активацию системы компен рактер с восстановлением параболического профи- сации, или лишь тот стеноз (окклюзию), дистальнее которого развивается реальный перфузионный дефи ля скорости, однако линейная, объемная скорости цит вследствие недостаточности коллатеральных и потока, а также уровень перфузионного давления функциональных источников компенсации. Учитывая, снижаются, в ряде случаев до критических (близких что при любом стенозе более 60% по диаметру воз к нулевым) величин. При наличии у стенозирован никает локальный дефицит кровотока и в ответ на это ной (окклюзированной)артерии ветвей,анастомо активируется система компенсации, можно утверж зирующих с другими артериальными стволами, пер дать, что данный вид патологии может расцениваться фузионный дефицит в дистальном отделе вызыва как системно гемодинамически значимый. Однако ет коллатеральное перераспределение кровотока.

наличие дистального дефицита кровотока, т. е. сни При адекватном, полноценном коллатеральном пе жения перфузионного давления, будет зависеть от рераспределении перфузионный дефицит дисталь уровня коллатеральной и функциональной компенса нее зоны стеноза полностью компенсируется. В слу ции, а не от степени нарушения проходимости про чае, если коллатеральная компенсация оказывает света сосуда. Наиболее достоверным методом неин ся недостаточной, уменьшение степени перфузион вазивной диагностики гемодинамических нарушений ного дефицита происходит за счет дополнительно считается позитронно-эмиссионная томография, по го расширения просвета артерий, прежде всего зволяющая судить о наличии перфузионного дефици микроциркуляторного русла, в ответ на метаболи та. Остальные методики (однофотонная эмиссионная ческие нарушения, возникающие вследствие недо компьютерная томография, другие радионуклидные, статочного притока крови (гиперкапния, ацидоз).

а также ультразвуковые методики), выявляют лишь Дополнительная дилатация обеспечивается мио косвенные, хотя и достаточно специфические, призна генным механизмом локальной регуляции. Недоста ки гемодинамической значимости.

точность коллатеральных и функциональных источ ников компенсации обусловливает реальный пер фузионный дефицит и, как правило, сопровождает- Особенности гемодинамики в венах ся развитием клинической симптоматики.

Описанные выше закономерности изменения ли- Возврат крови от периферии к сердцу осуществ нейных, объемных параметров кровотока, а также ве- ляется по венам. Из капилляров кровь по венулам сте личины перфузионного давления отображаются двумя кает в вены все большего и большего диаметра, отку графическими зависимостями (рис. 2.12,2.13) [21, 32]. да поступает обратно в сердце. Для мелких венул ха Проблема гемодинамической значимости стено- рактерно наличие соединительнотканных элементов, окклюзирующих поражений до настоящего времени которые окружают эндотелиальную трубку. Затем по не решена. Не существует согласованного мнения о мере того как сосуды увеличиваются в диаметре в их целесообразности подразделения гемодинамических стенке появляются мышечные элементы. При даль нарушений при стеноокклюзирующих поражениях на нейшем слиянии этих венул образуются вены диамет локально и системно гемодинамически значимые. Нет ром от 0,3 до 1 мм, и именно в сосудах такого диамет единого мнения и относительно понятия «системная ра, особенно в конечностях, впервые появляются кла гемодинамическая значимость». Спорным остается паны в виде складок интимы. Благодаря этим клапа вопрос, считать ли гемодинамически значимым сте- нам ток крови направлен только к сердцу [2, 5, 11].

ФИЗИЧЕСКИЕ И КЛИНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ГЕМОДИНАМИКИ Рис. 2.12. Зависимость величин линейной и объемной скорости кровото- Рис. 2.13. Зависимость величин объемной ка от степени сужения просвета сосуда относительно диаметра артерии скорости кровотока и перфузионного давле (схема Спенсера). ния в дистальном по отношению к области стеноокклюзии отделе от степени стеноок клюзирующего поражения.

Гладкая мускулатура стенок вен испытывает воз действие многих факторов. Сужение вен в значитель ной степени определяется активацией их симпатичес- ление внутри вен повышается и происходит колеба кой иннервации. Как и в артериолах, симпатические не- ние их стенок. Венный пульс записывают, как прави рвы выделяют норадреналин, который взаимодейству- ло, при помощи неинвазивных методов (фотоэлект ет с -рецепторами, что приводит к повышению веноз- рических преобразователей или чувствительных дат ного тонуса и уменьшению диаметра сосуда. Однако чиков давления) в горизонтальном положении обсле между венами и артериолами есть несколько важных дуемого. Кривая венного пульса называется флебо функциональных различий. По сравнению с артерио граммой. При этом регистрируются некоторые харак лами вены в норме обладают незначительным базаль терные волны. Первая положительная волна, или ным тонусом и поэтому находятся в расширенном со -волна, связана с сокращением предсердий. Через стоянии. Одним из значимых следствий отсутствия ба небольшой промежуток времени следует вторая по зального сосудистого тонуса вен является то, что ме ложительная волна - с-волна, обусловленная главным таболиты с сосудорасширяющим эффектом, которые образом выпячиванием атриовентрикулярного клапа могут накапливаться в тканях, оказывают слабое влия на в правое предсердие во время изоволюметричес ние на вены. Обладая тонкой стенкой, вены гораздо кого сокращения желудочка. Затем происходит быст более чувствительны к физическим воздействиям [8].

рое падение (х), связанное со смещением плоскости В норме кровоток в венулах и терминальных ве- клапанов к верхушке в периоде изгнания. При рас нах носит постоянный характер, так как только в слу- слаблении правого желудочка атриовентрикулярные чае, если резистивные сосуды сильно расширены, ко- клапаны сначала остаются закрытыми и потому дав лебания кровотока в артериях могут распространять- ление в венах относительно быстро возрастает;

затем, ся на вены. В более крупных венах вновь появляются когда клапаны открываются и кровь устремляется в небольшие колебания давления и скорости кровото желудочек, давление падает. В результате такой пос ка, обусловленные передачей пульсации от располо ледовательности событий появляется третья положи женных вблизи артерий. Колебания скорости крово тельная волна (v-волна), за которой следует углубле тока в магистральных венах связаны с дыханием и с ние (у). В дальнейшем по мере наполнения желудоч сокращениями сердца и усиливаются по мере прибли ка давление вновь медленно повышается до новой жения к правому предсердию. Колебания давления и -волны [1, 2, 6] (рис. 2.14).

объема в венах, расположенных около сердца, назы Кровяное русло в венозной части шире, чем в вают венным пульсом. Венный пульс имеет иное про артериальной, что по законам гемодинамики приво исхождение, чем артериальный. Он обусловлен зат дит к замедлению тока крови. Скорость кровотока в руднением притока крови из вен в сердце во время периферических венах среднего калибра составля систолы предсердий и желудочков. В этот период дав ет 6-14 см/с. В покое средняя скорость кровотока в ФИЗИЧЕСКИЕ И КЛИНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ГЕМОДИНАМИКИ для венозного возврата и приток крови к сердцу уве личивается. Одновременно вследствие пониженно го конечного диастолического наполнения сердца снижается ударный объем. В результате повышения притока крови к сердцу в сочетании с уменьшением выброса крови в артерии давление и объем в пра вом предсердии возрастают. Это приводит к сниже нию венозного возврата и увеличению ударного объема [2].

У человека, лежащего на спине, когда давление в правом предсердии близко к нулю, в системных венулах оно составляет приблизительно 15 мм рт. ст.

В уравновешенном состоянии венозный возврат ра вен минутному объему. Отсюда следует, что сопро Рис. 2.14. Венный пульс (пояснения в тексте).

тивление вен току крови очень невелико и составля ет около 15% сопротивления системных артерий.

В интактном сосудистом русле могут происходить и полых венах колеблется от 10 до 16 см/с, однако мо действительно происходят значительные изменения жет возрастать и до 50 см/с.

кровотока, которые не сопровождаются существен В венулах давление падает сравнительно быстро ными изменениями давления ни в периферических, от 15-20 мм рт. ст. в посткапиллярах до 12-15 мм рт. ст.

ни в центральных венах. Это свидетельствует о том, в мелких венах. В крупных венах, расположенных вне что главной функцией венозного ложа является ем грудной полости, оно составляет 5-6 мм рт. ст., а в кость и что участие его в создании общего перифе области впадения вен в правое предсердие еще рического сопротивления невелико. Сопротивление ниже. Давление в правом предсердии равно цент вен току крови имеет значение главным образом по ральному венозному. Оно составляет 2-4 мм рт. ст.

стольку, поскольку служит знаменателем в соотно и в норме колеблется в довольно широких пределах шении пре- и посткапиллярного сопротивления. При синхронно с дыхательным и сердечным ритмом [2] способительные изменения этого соотношения (см. рис. 2.8, 2.15).

опять-таки косвенно связаны с функцией емкости, так Центральное венозное давление вместе со как они участвуют в распределении жидкости между средним давлением наполнения и гидродинамичес кровью и интерстициальным пространством [22].

ким сопротивлением сосудов определяют величину венозного возврата, оказывающего в нормальных ус- Движение крови в венах происходит прежде все ловиях решающее влияние на ударный объем. Если го вследствие разницы давления крови в мелких и в венозный возврат перестает соответствовать выбро- крупных венах. Эта разница, однако, невелика, и по су правого желудочка, то автоматически включают- тому кровоток в венах определяется рядом добавоч ся механизмы, направленные на «подгонку» этих двух ных факторов. В положении обследуемого стоя ве параметров. При внезапном падении центрального нозный возврат к сердцу от сосудов, расположенных венозного давления возрастает градиент давления ниже уровня нулевого гидростатического давления, затруднен из-за влияния этого давления. Однако венозному воз врату могут препятствовать и многие другие факторы, влияю щие на емкость вен, например физическая нагрузка и перегре вание, а также слабое развитие мышечного слоя в стенках вен.

Способствуют же венозному воз врату следующие три главных ме ханизма: 1) так называемый мы шечный насос;

2) дыхательный насос;

3) присасывающее дей ствие сердца [2]. Кроме того, су щественную роль в обеспечении нормального венозного возврата играют клапаны, количество кото рых максимально в периферичес ких венах нижних конечностей.

Действие мышечного насоса заключается втом, что при сокра щении скелетных мышц сдавли ваются вены, проходящие в их толще. При этом кровь выдавли вается по направлению к сердцу, Рис. 2.15. Изменение давления в разных участках сосудистой системы.

ФИЗИЧЕСКИЕ И КЛИНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ГЕМОДИНАМИКИ объясняется изначально низкими значениями ско так как ее ретроградному движению препятствуют рости кровотока, а также суммарной энергии пото клапаны.

ка в венозном русле [1]. Вторичные эффекты тром Действие дыхательного насоса основано на из бозов проявляются в изменениях (компенсаторной менении давления в грудной и брюшной полости при перестройке) коллатеральных систем. Отмечается акте дыхания. Во время вдоха давление в грудной усиление венозного кровотока по коллатералям.

клетке постепенно падает, что приводит к повыше При этом под напором крови происходит расшире нию трансмурального давления в сосудах. В резуль ние просвета коллатералей, их клапанный аппарат тате внутригрудные сосуды расширяются, а это со хотя анатомически еще сохраняется, но функцио провождается, во-первых, снижением их гидродина нально становится несостоятельным, в дальнейшем мического сопротивления, во-вторых, эффективным функциональные нарушения переходят в органичес засасыванием крови из соседних сосудов. Увеличе кие. Третичный эффект тромбоза связан с его ре ние венозного кровотока при вдохе особенно выра канализацией. При реканализации тромба вены жено в верхней полой вене. Кроме того, в момент представляются ригидными склерозированными вдоха диафрагма опускается, внутрибрюшное дав трубками, лишенными клапанного аппарата, кото ление увеличивается и в результате снижаются рый полностью разрушается в процессе реканали трансмуральное давление, просвет и емкость сосу зации. Распространенная клапанная недостаточ дов брюшной полости. Повышение градиента давле ность ведет к выраженному периферическому зас ния между грудными и брюшными венами приводит тою крови, что усугубляется патологическими изме к увеличению венозного притока к грудным венам;

нениями стенок вен, приводящими к грубым нару обратному же току крови в вены нижних конечностей шениям фонового венозного кровотока. Результа препятствуют клапаны. При выдохе наблюдается об том этих нарушений является развитие отечно-тро ратная картина. Такой присасывающе-сдавливаю фического синдрома.

щий насосный эффект оказывает существенное вли В отличие от артериальной системы любое ок яние на венозный кровоток, особенно при глубоком клюзирующее поражение вен является гемодинами дыхании.

чески значимым, поскольку коллатеральная пере Деятельность сердца способствует ускорению стройка системы позволяет лишь временно скорри кровотока в расположенных рядом с ним венах. В пе гировать имеющиеся циркуляторные нарушения.

риод изгнания атриовентрикулярная перегородка сме Естественная гистологическая перестройка стенок щается вниз и давление в правом предсердии и при коллатералей, а также их клапанного аппарата при лежащих отделах полых вен снижается, что оказывает водит в разные сроки к срыву компенсации и раз положительное действие на венозный кровоток.

витию клинической картины хронической венозной К значимым нарушениям венозной циркуляции недостаточности.

приводит несостоятельность функции клапанного ап парата. Среднее артериальное давление на стопе ЛИТЕРАТУРА на 85-100 мм рт. ст. выше, чем на уровне сердца (ког да человек находится в вертикальном положении).

Давление в функционирующих капиллярах также по вышено, что приводит к значительному повышению транскапиллярного фильтрационного давления и способствует транссудации жидкости. Если бы не было эффективных компенсаторных механизмов, произошел бы значительный отек стоп. Следователь но, если конечности неподвижны, наличие клапанов в их венах не препятствует полному гидростатичес кому воздействию столба крови между сердцем и стопой. Однако даже незначительное движение со здает наружное давление на вены и их содержимое устремляется к сердцу, так как клапаны препятству ют обратному току крови. При клапанной недостаточ ности происходит застой значительных количеств крови на периферии, что ведет сначала к развитию отеков, а в последующем к более грубым нарушени ям трофики конечностей, степень которых пропор циональна степени клапанной недостаточности.

Стеноокклюзирующие процессы в венозной си стеме, как правило, имеют тромботическое проис хождение. Первичный эффект тромбоза, заключа ющийся в локальном нарушении гемодинамики, вы ражен только при полной обтурации просвета вены тромбом;

частичная непроходимость просвета вены не приводит к значимым нарушениям венозного кровотока - локальный гемодинамический сдвиг в венозной системе практически не выражен. Это ФИЗИЧЕСКИЕ И КЛИНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ГЕМОДИНАМИКИ ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ ГЛАВА III ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Физика ультразвука величинах (мм/с, см/с и т. д.), зависит от характери стик среды (температуры, давления, плотности и пр.) Звук по своей физической сути является меха- и соответственно неодинакова в разных тканях нической волной с продольным распространением.

(табл. 3.1).

Для распространения ультразвука необходим мате риальный субстрат (вещество), при этом колебания передаются от одной субстратной единицы (части цы вещества) к другой, т. е. осуществляется «пере нос» энергии. Имея волновую природу, звук в пол ной мере подчиняется всем тем законам, которые применимы к другим волновым процессам, напри мер свету. Основными характеристиками ультразву ковой волны являются длина, амплитуда, частота, пе риод, скорость.

Частота (f) - число полных колебаний за едини цу времени. Если в качестве единицы времени при нимается секунда, то мерой частоты является Герц (1 Гц=1/с). В зависимости от частоты все звуковые колебания могут быть разделены на инфразвуковые, слышимые, ультразвуковые (рис. 3.1). В медицинской Рис. 3.2. Частота, длина волны и период колебания.

диагностической практике в основном используются Время 3 полных колебаний -1 с, следовательно, частота - 3 Гц.

частоты от 1 до 25 МГц, в ангиологии - от 1 до 15 МГц.

Таблица 3.1. Скорость звука и акустический импеданс для различ Период (Т) - время, за которое осуществляется ных тканей [1-3, 5] одно полное колебание. Единицей измерения пери ода является секунда (с) или ее производные: 1 мил Скорость звука, Акустический лисекунда (мс) равна 1.10-Зс, 1 микросекунда(мкс) Ткань м/с импеданс, 1.10-6с и т. д. Период - величина, обратная частоте: кг/(м2.с) Воздух 330 0, Жир 1450 1, Вода (20"С) 1480 1, Длина волны (Я) - длина одного полного колеба Тканевая жидкость 1500 1, ния в пространстве (или расстояние между крайними Стекловидное тело глаза 1520 1, точками полного колебания). Единицей измерения дли Мозг 1540 1, ны волны является 1 метр (м) или его производные:

Мягкие ткани (в среднем) 1540 1, 1 сантиметр (см) равен 1.10-2 м, 1 миллиметр (мм)- Печень 1550 1, Почки 1560 1, 1.10-3м, 1 микрометр (мкм) - 1.10-6м и т. д. (рис. 3.2).

Кровь 1570 1, Скорость распространения волны (с) является Мышцы 1580 1, важной характеристикой ультразвуковой волны, из Кости 3500 7, меряется в метрах в секунду (м/с) или производных Частота, длина и скорость рас пространения волны связаны меж ду собой:

Плотность ткани (р масса на единицу объема вещества, едини ца измерения - кг/м3), а также ее уп Рис. 3. 1. Классификация звука по частоте.

* Имеются отдельные сообщения о применении в диагностической практике ругость (эластичность), определяют ультразвука более высокой частоты (до 30-35 и даже 100 МГц).

степень сопротивления при распро ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ странении ультразвуковой волны (Z), называемую так- Частота повторения импульсов (pulse repetition же акустическим импедансом (который можно срав- frequency, PRF) - количество импульсов (n2) в еди нить с сопротивлением электрической сети). Значе- ницу времени (обычно за 1 с):

ния акустического импеданса тканей также различны (см. табл. 3.1), а его величина зависит от скорости рас пространения волны [1-4]:

где n2 - количество импульсов.

Период повторения импульса (pulse repetition period, PRP) - величина, обратная PRF, характери Учитывая близкие показатели температуры и дав зующая время от начала одного импульса до начала ления в тканях человека, для приборной обработки следующего:

используют стандартизованный показатель скорости распространения в среде - 1540 м/с. Именно это зна чение заложено во все расчетные параметры [5, 6].

Амплитуда ультразвуковой волны (А) - это вели- Выделяется также пространственная протяжен чина максимального отклонения колебания от изо- ность импульса (spatial pulse lenght, SPL), т. е. осе линии. Единицей измерения амплитуды является 1 м вая длина полного импульса (см. рис. 3.4) [7-9].

или его производные (рис. 3.3). Распространение ультразвуковых волн в среде сопровождается переносом энергии (единица изме рения - Джоуль, J), что косвенно выражается в воз никновении тепловых эффектов. Мощность акустичес кой энергии (количество переносимой механической энергии в джоулях за единицу времени, U), измеря ется в ваттах (1 BT=1J-C-1). Акустическая энергия рас пределяется по площади (S), через которую распрос траняется и зависит от ее величины. Количество энер гии на единицу площади распространения за едини цу времени определяется как интенсивность (I) ульт развукового потока. Она измеряется в ваттах на квад Рис. 3.3. Амплитуда ультразвуковой волны.

ратный сантиметр (Вт/см2, мВт/см2) [7]:

Описанные данные справедливы для звуковых волн с постоянными характеристиками, применяемыми в постоянно-волновых режимах сканирования. Однако Необходимость представления об интенсивно существуют и широко применяются в практике импуль- сти ультразвука обусловлена требованиями обеспе сные ультразвуковые волны, имеющие, помимо озна- чения безопасности проводимых исследований, так ченных выше, собственные характеристики (рис. 3.4). как данная величина определяет эффекты ультразву ка в среде [9-16].

Для измерения интенсивности ультразвука в связи с большим разбросом величин часто исполь зуют относительные единицы (децибеллы, дБ), ха рактеризующие затухание ультразвука в среде из-за эффектов отражения, поглощения и рассеивания.

Данная величина () характеризует отношение интен сивности ультразвука (/) к некоторой стандартной ин тенсивности (I0):

Степень затухания ультразвука характеризуется коэффициентом затухания (величина уменьшения Рис. 3.4. Пространственные и временные характеристики интенсивности сигнала на единицу пути его распрос импульсных ультразвуковых волн.

-длина волны;

SPL-пространственная протяженность им- транения), измеряемым в дБ/см. Существует также пульса;

- период колебания, PD - продолжительность им- понятие расстояния двукратного ослабления (рассто пульса;

PRP - период повторения импульса.

яние от излучателя, на котором интенсивность умень шается в 2 раза). Величина затухания зависит от час Продолжительность (pulse duration, PD) харак- тоты излучения и глубины (табл. 3.2 и 3.3) [5-8, 17].

теризует время импульса: С увеличением расстояния интенсивность ульт развука значительно снижается (рис. 3.5) [7].

Основными физическими эффектами взаимо действия ультразвука с частицами вещества, в кото где nt - количество полных колебаний в одном им- ром он распространяется, являются отражение, пре пульсе. ломление, рассеяние и поглощение [18].

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Таблица 3.2. Характеристики затухания ультразвука в зависимос ти от частоты Средний Уменьшение Уменьшение Частота коэффициент интенсивности интенсивности (МГц) затухания сигнала сигнала в мягких на глубине на глубине тканях 1 см, % 10 ом, % 1 1 21 Рис. 3.6. Граница раздела сред.

2 2 37 1, Z2 - акустические импедансы сред 1 и 2;

r1 r2 - плотнос 3 3 50 99. ти сред;

с1, с2 - скорости распространения ультразвука.

5 5 68 99. 7 7 80 99. волны отражается, формируя отраженную волну, часть 10 10 90 99. распространяется далее. Суммарная энергия отражен ного и прошедшего через границу раздела сред ульт Таблица 3.3. Коэффициент затухания и расстояние двукратного ос развука (пренебрегая тепловыми энергетическими лабления ультразвука в различных тканях (частота 1 МГц*) потерями) равна энергии первоначального падающе го потока (рис. 3.7), что обусловлено законом сохране Коэффициент Расстояние ния энергии. Данное положение может быть прямо эк Ткань затухания, двукратного страполировано на показатели интенсивности падаю дБ/см ослабления, см щей (I), прошедшей (I1) и отраженной (I2) волн [8,17]:

Вода 0,002 Кровь 0,2 Мозг (новорожденного) 0,3 Жир 0,6 Направление дальнейшего распространения от Мягкие ткани (в среднем) 0,7 4, раженной и прошедшей ультразвуковых волн зависит Печень 0,7 4, от угла падения первоначальной волны на границу Мозг (взрослого) 0,8 3, Мышцы 1,5 Кости 10,0 0, Воздух 38 0, Легкие 40 0, *Коэффициент затухания для других частот может быть получен пу тем умножения приведенных величин на частоту (в МГц), а расстоя ние двукратного ослабления - путем деления на частоту (в МГц).

Рис. 3.7. Сохранение энергии ультразвукового потока на границе раздела сред.

раздела сред, а амплитуда (отражающая энергию) в свою очередь определяется интенсивностью перво начального сигнала и разницей акустических импе дансов. Угол падения ультразвуковой волны всегда равен углу отражения. Угол прошедшей волны отли чается от углов падающей и отраженной волн, что оп Рис. 3.5. Затухание ультразвука в среде (зависимость ве ределяется как преломление (изменение направления личины относительной интенсивности от расстояния).

распространения волн при переходе границы разде X 1/2 - расстояние двукратного снижения интенсивности.

ла сред) (рис. 3.8). Углы падения, отражения и пре ломления равны только в случае строго перпендику Отражение - изменение направления распрост- лярного распространения по отношению к границе ранения ультразвуковой волны на границе раздела раздела сред и составляют 90°. В этом случае можно сред на противоположное. Именно данное свойство говорить об отсутствии преломления. Угол преломле лежит в основе принципа получения ультразвуковых ния () при наклонном падении ультразвуковой волны изображений. Как уже говорилось выше, существен- зависит от величины угла падения (а) и скоростей рас ное влияние на характер изменения распространения пространения ультразвука в средах (с1, с2), на грани ультразвука оказывает акустическая плотность (импе- це которых преломление произошло. Данная зависи данс) среды (рис. 3.6). Граница раздела сред в отно- мость описывается уравнением Снелля [6, 8]:

шении прохождения ультразвуковой волны формиру ется за счет разницы их акустической плотности. На границе раздела сред часть энергии ультразвуковой ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Таблица 3.4. Коэффициенты отражения на границах различных тканей Коэффициент Отражающая граница отражения, % Мышцы/стекловидное тело 0, Хрусталик/стекловидное тело 1, Жир/мышцы 1, Мягкие ткани/вода 0, Жир/почка 0, Кость/мышцы Кость/жир Мягкие ткани/пьезокристалл Мягкие ткани/воздух 99, нонаправленных ультразвуковых волн вследствие рас сеяния, отражения и преломления имеют место эф фекты интерференции (сложения механических коле Рис. 3.8. Варианты падения ультразвука на границу разде- баний) и дифракции (огибания волнами препятствий, ла сред.

или отклонения от прямолинейного распространения) А. Падение под прямым углом (угол падения, отражения и ультразвука. В связи с этим возникают существенные преломления равны). Б. Падение под острымуглом. -угол помехи отображения и определения реально суще падения;

- угол отражения;

- угол преломления.

ствующих объектов [19-24].

Под поглощением понимают переход энергии Отношение части энергии (интенсивности), отра- ультразвукового потока в другие виды энергии, преж женной от границы раздела сред, к энергии (интенсив- де всего тепловую. Поглощение энергии тем боль ности) падающего ультразвукового потока называется ше, чем выше вязкость среды.

коэффициентом отражения, аналогичное соотношение Генерация ультразвуковых колебаний связана для части энергии, прошедшей через границу,- коэф- с пьезоэлектрическим эффектом, который возни фициентом преломления. Из уравнения 3.10 следует, кает при подаче электрического импульса на пье что сумма их равна 1,0 (при измерении в долях), или зокристалл. Различают прямой и обратный пьезо 100% (при процентном измерении): эффект. Первый заключается в возникновении электрического потенциала на гранях кристалла при их смещении вследствие воздействия внешних (механических) сил. Таким образом, прямой пье зоэффект делает возможным восприятие прибо ром отраженного эхосигнала, т. е. механического ультразвукового колебания, возникшего в резуль фициент преломления.

тате отражения от границы раздела сред падающей Коэффициент отражения может быть вычислен волны. Обратный пьезоэффект заключается в сме также через переменные акустических импедансов щении граней пьезокристалла в ответ на воздей тканей:

ствие электрического напряжения. При подаче на грани кристалла переменного напряжения высокой частоты происходит высокочастотное последова Из уравнения 3.12 следует, что если акустичес- тельное его сжатие и расширение, что и служит кие импедансы сред равны, ультразвуковая волна причиной создания вокруг него высокочастотного полностью, без отражения проходит из одной среды изменения давления, приводящего к возникнове в другую, кроме того, чем больше разница акустичес- нию направленных механических колебаний, т. е.

ких характеристик сред, тем больше будет отраже- ультразвука (рис. 3.10). Устройство, в котором про ние на границе их раздела (табл. 3.4) [4, 17].

Рассеяние - мультиполярные изменения направ ления распространения ультразвуковых волн, обус ловленные внутренней неоднородностью среды и яв ляющиеся результатом многочисленных отражений и преломлений. Заметим, что возникновение значимо го рассеяния ультразвука происходит в случаях, ког да длина волны становится сопоставимой с размера ми неровностей (отражателей), или при выраженной акустической неоднородности среды (рис. 3.9). В лю бом случае при рассеянии имеется компонент ульт развуковых волн, направленный в сторону излуча теля, который отражает обратное рассеяние [4, 7].

Следует также заметить, что при формировании раз- Рис. 3.9. Рассеяние ультразвука в ткани.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ исходит генерация ультразвуко вых колебаний и детекция отра женного эхосигнала, называется ультразвуковым датчиком. В со временных приборах используют ся электронные многоэлемент ные датчики [25].

Эффект Допплера Допплеровский спектр Цветовое кодирование Эффект Допплера (открытый Кристианом Допплером в 1842 г.

для света) заключается в измене нии частоты ультразвукового сиг нала при отражении от движущих ся предметов по сравнению с пер воначальной частотой посланного сигнала (допплеровский сдвиг ча- Рис. 3.10. Пьезоэлектрический эффект.

А. Прямой. Б. Обратный (различные изменения кристалла в ответ на предъявле стот) (рис. 3.11). Если принять, что ние разнополярного электрического напряжения).

генератор ультразвуковых волн и их детектор (датчик) неподвижны (а именно так и происходит при ультразвуковых ис следованиях), то частота отраженной движущимся объектом ультразвуковой волны увеличивается при приближении отражателя к датчику и уменьшается при отдалении от него (рис. 3.12). Допплеровский сдвиг частот (f) зависит от скорости движения () отражателя (элементов крови, прежде всего эритро цитов), угла между вектором скорости отражателя и вектором ультразвукового луча (a), скорости распро странения звука в среде (с) и первичной частоты из лучения (f0.). Данная зависимость описывается допплеровским уравнением [26-34].

Из этого уравнения следует, что скорость дви жения отражателя прямо пропорциональна произве Рис. 3.11. Эффект Допплера.

дению величины допплеровского сдвига частот и ско- f0 - частота излучаемого ультразвукового сигнала;

f1 - час рости распространения ультразвука в среде и обрат- тота отраженного ультразвукового сигнала;

V - скорость но пропорциональна двойному произведению исход- движения частиц в просвете сосуда;

- угол между векто ром скорости потока крови и направлением распростране ной частоты излучения и косинуса угла :

ния ультразвукового луча.

Нужно отметить, что прибор регистрирует толь ко допплеровский сдвиг частот (в кГц), значения же скорости вычисляются по допплеровскому уравнению 3.13, при этом скорость распространения звука в сре де принимается как постоянная и равная 1540 м/с, а исходная частота излучения соответствует средней частоте датчика [27, 33].

Приборную обработку отраженного эхосигнала и выделение собственно допплеровского сдвига ча стот проводят следующим образом (рис. 3.13). Пе реданный и принятый (отраженный) сигналы склады Рис. 3.12. Изменение частоты отраженного сигнала в за ваются, при этом происходит процесс так называе висимости от направления движения отражателя.

мой модуляции (по частоте и амплитуде, так как час А. Движение «к датчику» (частота увеличивается, f1 = f0 + f).

тоты и амплитуды складываемых колебаний в каждый Б. Движение «от датчика» (частота уменьшается f1 = f0 - f).

момент времени отличны). В результате модуляции f0 - исходная частота ультразвукового излучения;

f1 - частота отраженного эхосигнала;

f - допплеровский сдвиг частот.

возникает новая по амплитудам и частотам волна.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ ровских сдвигов частот в каждый момент времени.

Допплеровский сигнал подвергается в дальнейшем компьютерному анализу [35-37].

Величина вычисляемой скорости движения от ражателя является уголзависимой (что следует из допплеровского уравнения). При величине доппле ровского угла от 0° до 60° ошибка измерения скорос ти невелика, при углах более 60° она резко возраста ет (рис. 3.14). Из сказанного становится ясным, что измеренная величина скорости близка к истинной только при коррекции допплеровского угла.

Основным способом отображения допплеровс кого сигнала (весьма разнородного по амплитудно му и частотному составу) является допплеровский спектр, получаемый как результат выделения интен сивности колебаний в зависимости от их частоты Рис. 3.13. Принципы выделения допплеровского сигнала. посредством быстрого преобразования Фурье (рис. 3.15). Упрощенно процесс выглядит как быстрый Следующим этапом является обратный процесс - «подсчет колебаний» с различными частотами в каж демодуляции, т. е. разложения, в результате чего и дый момент времени, что в дальнейшем служит осно выделяется собственно допплеровский сигнал, пред- вой для превращения отдельных фрагментов получа ставляющий собой колебания, состоящие издоппле- емой кривой в светящиеся с различной интенсивнос тью (или окрашенные разными цветами) точки на эк ране, при временной развертке формирующие доп плеровский спектр (рис. 3.16). Таким образом, интен сивность (яркость) свечения точек в спектре соответ ствует «количеству» частиц (или, точнее, их групп, яв ляющихся элементарными отражателями), движущих ся с определенной скоростью (или дающих опреде ленный допплеровский сдвиг частоты) [9, 17, 38, 39].

То же относится к окрашиванию светящихся точек дисплея (пикселей) (рис. 3.17). Следует отметить, что процесс спектрального анализа более сложен, неже ли его схема, приведенная выше. Прежде всего это связано с тем, что как излучаемый, так и принимае мый импульсы имеют довольно сложную конфигура цию и в самом простом случае (рис. 3.18, А) в ней вы деляется центральный фрагмент (или основной ле песток) и боковые фрагменты (боковые лепестки).

При этом совершенно необязательно (рис. 3.18, Б), чтобы импульс был симметричным относительно не кой центральной оси. Получение информации в лю бом случае сопряжено с анализом основного лепес тка (его амплитуды, а в некоторых случаях и фазы), боковые же как правило «отсекаются».

Огибающая допплеровского спектра называет ся допплеровской кривой (рис. 3.19). Некоторые при боры, используемые для допплерографических ис следований, регистрируют только допплеровскую кривую, в абсолютном же большинстве систем воз Рис. 3.14. Зависимость ошибки измерения скорости от ве личины допплеровского угла.

А. Ошибка измерения скорости при различных положениях датчика. Б. Величина ошибки измерения скорости от вели- Рис. 3.15. Преобразование допплеровского сигнала чины допплеровского угла. (объяснение в тексте).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ можно получение допплеровско го спектра и допплеровской кри вой - вместе или раздельно [31].

По типу излучаемого сигнала различают два принципиально различающихся допплеровских режима - постоянно-волновой (continuous wave, CW) и импульс ный (pulse wave, PW) [8, 32, 35].

В режиме постоянно-волно вого сканирования излучателем и приемником (детектором) ульт развуковых колебаний являются два различных пьезокристалла (рис. 3.20), один из которых не прерывно передает ультразвуко вые колебания, второй детектиру ет отраженные эхосигналы. В свя зи с непрерывностью излучения и восприятия допплеровского сиг нала для данного режима не суще ствует ограничений по величине скорости отражателя, которая мо жет быть зафиксирована. Данное обстоятельство делает режим весьма ценным при исследовании высокоскоростных потоков в обла сти стенозов артерий,артериове нозных шунтов, а также в полостях сердца. Однако режим имеет и су щественный недостаток, заключа ющийся в отсутствии дифферен цировки сигнала по глубине скани рования. Иными словами, сколько Рис. 3.16. Формирование допплеровского спектра (объяснение в тексте).

бы сосудов (или других объектов, А. Механизм получения мгновенного спектра. Б. Основы формирования доппле являющихся отражателями ульт- ровского спектра во времени.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ развуковой волны) ни находилось на пути распрост множество различных по частотным характерис ранения постоянно-волнового излучения, все они бу тикам колебаний (причем, как уже говорилось дут детектированы, а следовательно, результирую выше, вовсе необязательно симметричных по щий допплеровский сигнал и отражающий его доппле форме). Чтобы получить представление об истин ровский спектр является суммой сдвигов частот (или ном характере допплеровского сигнала, опрос его скоростей) нескольких отражателей. Например, если прибором должен осуществляться с определен на пути распространения ультразвуковой волны лежат ной частотой. В противном случае высокочастот два сосуда с одинаковым направлением потока (со ные колебания (или допплеровские сдвиги) не бу поставимые по диаметру и интенсивности кровотока), дутучитываться, что повлечет за собой утрату важ допплеровский спектр в результате суммации не бу ной информации. Частота опроса прибором рав дет истинно отражать ни один из потоков, существен на частоте повторения импульсов (PRF). Ограни но превышая каждый из них.

чения для данной частоты вытекают из теоремы Найквиста, согласно которой PRF должен быть В повседневной практике при исследованиях со судистой системы значительно бо лее важным оказывается получение сигнала из строго определенной об ласти пространства (просвета сосу да). В связи с этим широкое распро странение получил импульсный допплеровский режим. В данном режиме излучателем и приемником является один и тот же пьезокрис талл. Прибор генерирует электри ческие потенциалы, поступающие на грани пьезокристалла в виде им пульсов, в результате чего вслед ствие колебания граней кристалла возникают импульсные ультразву ковые волны (частота их является средней частотой датчика, f0). Вслед за излучением каждого импульса следует период «молчания», когда происходит прием отраженного сигнала с конкретной глубины, оп ределяемой глубиной залегания сосуда (рис. 3.21). Импульсы гене рируются с заданной частотой (ча стотой повторения импульса, ЧПИ, Рис. 3.17. Структура допплеровского спектра.

PRF - уравнение 3.5).

A. Серошкальное представление (обычный размер, увеличение фрагмента в 300 раз) интенсивность определяется яркостью свечения пикселя (оттенком серого). Б. Цве Анализ допплеровских сиг товое представление с использованием монохромной шкалы (обычный размер, уве налов также осуществляется им личение фрагмента в 300 раз) - интенсивность определяется цветом пикселя.

пульсно (рис. 3.22). Допплеров B. Цветовое представление с использованием полихромной шкалы (обычный размер, ский сигнал представляет собой увеличение фрагмента в 300 раз) - интенсивность определяется цветом пикселя.

Рис. 3.18. Конфиг урация ультразвукового импульса.

А. Симметричный импульс. Б. Асимметричный импульс.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ больше удвоенной величины допплеровского сдвига частот [8, 36,38]:

Величина PRF, равная удвоенной величине доп плеровского сдвига частот, называется пределом Найквиста, превышение его влечет за собой возник новение aliasing-эффекта, когда часть сигнала, не по павшая в окно приема, оказывается в следующем (простой aliasing-эффект) или нескольких следующих окнах (множественный aliasing-эффект) [39-42].

При импульсном сканировании анализируется информация, получаемая из интересующей исследо вателя области (окна опроса). Нетрудно рассчитать, сколько времени необходимо ожидать импульсов, отраженных от наиболее близкой (t1) и отдаленной Рис. 3.19. Допплеровский спектр и допплеровская кривая.

отдатчика (t2)точекокнаопроса(рис. 3.23). Разница данных временных интервалов (t2-tt) равна необхо димой длительности открытия датчика для приема.

рование». Результатом цветового кодирования явля Расстояние до ближайшей точки окна опроса (D') со ется получение плоскостного (двухмерного) распре ставляет половину (так как волна проходит удвоен деления допплеровского сдвига частот в зоне опро ный путь - от датчика до отражателя и обратно) про са. В настоящее время существует четыре основных изведения скорости распространения ультразвука в вида цветового допплеровского кодирования (ЦДК):

среде (с) и времени (tt), до дальней (D) - половину ЦДК допплеровского сдвига частот (скорости);

ЦДК произведения скорости распространения ультразву «энергии» допплеровского спектра;

конвергентное ка в среде (с) и времени (t2):

ЦДК;

ЦДК движения тканей. В ангиологии широко применяются все виды ЦДК, кроме ЦДК движения тканей (играющего существенную роль при допплер эхокардиографических исследованиях).

Цветовое кодирование допплеровского сдвига частот [17, 43-48] (или скорости) (color doppler velocity, CDV) осуществляется следующим образом Очевидно, что частота повторения импульсов не (рис. 3.24). В процессе преобразования Фурье может превышать величины, равной отношению ско- (см. рис. 3.15) допплеровский сигнал раскладывает рости распространения к удвоенному значению мак- ся по интенсивности в зависимости от частоты (ско симальной глубины:

Учитывая допплеровское уравнение (3.13) и ограничения для значений PRF (3.15, 3.18), можно вывести уравнение для расчета максимальной (возмож ной для восприятия прибором) скорости сданной глубины [8,17]:

Таким образом, в импульс ном допплеровском режиме су ществует жесткое ограничение для измерения больших скорос тей на больших глубинах.

Кроме отображения инфор мации в виде допплеровского спектра и/или допплеровской кривой, возможно получение цве товых картограмм. Режим, позво Рис. 3.20. Постоянно-волновое допплеровское сканирование.

ляющий осуществлять данный А. Строение ультразвукового датчика с постоянно-волновым типом излучения.

вид обработки, получил название Б. Границы инсонируемого поля и оптимальная глубина сканирования. В. Посто «цветовое допплеровское коди- янство генерации ультразвука и детекции отраженных эхосигналов.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ часть шкалы, отрицательные - в нижнюю. Вертикаль ный перелив цвета каждой из шкал позволяет коди ровать числовое значение скорости. Линия, разде ляющая верхнюю и нижнюю части цветовой шкалы, называется изолинией (соответствует нулевой ско рости). Самая верхняя часть верхней шкалы и самая нижняя нижней - максимальные скорости, которые могут быть корректно кодированы (значения макси мальных скоростей цветовой шкалы могут быть про извольно изменены исследователем в зависимости от изучаемых потоков) (рис. 3.25). Таким образом, цветовое кодирование позволяет получать информа цию о скорости и направлении движения частиц. Дан ный вид кодирования обладает выраженной зависи мостью от величины допплеровского угла.

ЦДК «энергии» допплеровского спектра [17, 45, 49-57] (color doppler energy, CDE) кодирует не ско рость, а величину площади под кривой интенсив ность - частота (скорость) (рис. 3.26). В связи с этим налюдается ряд особенностей. Во-первых, значения площади не могут оказаться отрицательными, поэто му шкала моноцветна;

во-вторых, величина площа Рис. 3.21. Импульсный допплеровский режим (объяснение ди не зависит от направления и скорости, а опреде в тексте).

ляется уровнем интенсивности потока, или (упро щенно) «количеством» движущихся через метку кон Рис. 3.22. Частота опроса допплеровского сигнала (объяс нение в тексте).

рости). Получаемая кривая отражает профиль скоро стей потока отражателей, проходящих через метку контрольного объема в каждый момент времени.

Данная зависимость может быть представлена в виде Рис. 3.23. Импульсный допплеровский режим. Принципы допплеровского спектра (см. рис. 3.16). При ЦДК ско- получения информации из окна опроса.

рости кривая зависимости интенсивность - частота (скорость) математически обрабатывается с выде лением среднего для нее значения скорости. Данное значение кодируется определенным цветом. При этом экстраполяция вычисленного значения осуще ствляется на вертикальную двухцветную шкалу, со стоящую из верхней и нижней частей (каждая из ко торых обычно имеет собственный перелив цвета).

Вне зависимости от цвета и его переливов верх няя часть шкалы всегда кодирует сигналы, получен ные от отражателей, движущихся по направлению к датчику, нижняя - движущихся от датчика (следует иметь в виду, что шкалы могут быть инвертированы вручную). Соответственно положительные значения Рис. 3.24. Цветовое допплеровское кодирование скорос вычисленной средней скорости попадают в верхнюю ти (объяснение в тексте).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ формация о направлении и скорости при этом отсут ствует. Как и любая другая допплеровская техноло гия, ЦДК «энергии» допплеровского спектра являет ся уголзависимой, однако зависимость эта, в связи с тем что анализу подвергается не сдвиг частоты (скорость), а интенсивность, значительно менее вы ражена, нежели при других способах обработки доп плеровского сигнала. В общем случае «энергетичес кая» шкала не имеет скоростных детерминант, одна ко в некоторых современных системах данный вид шкалы также градуируется значением скорости.

Смысл этих значений сводится к тому минимально му уровню скорости движения частиц, который ко дируется прибором, т. е. чем ниже установленный скоростной уровень энергетической шкалы, тем бо лее низкоскоростные потоки будут отражены в ре зультирующей цветовой картограмме. Название дан ного вида ЦДК сложилось исторически и, как следу ет из описания принципов получения изображения, мало отражает сущность технологии (речь идет об анализе не «энергии», а интенсивности потока), по этому термин «энергия» заключен в кавычки. В даль нейшем при описании данного режима и его практи ческого применения мы будем прибегать к обозна чению «энергетическое цветовое допплеровское ко дирование».

При сравнении технологий ЦДК скорости и «энергии» необходимо выделить несколько ключевых моментов [17, 45, 51].

1. Технология ЦДК «энергии» позволяет коди ровать низкоскоростные потоки со значительно бо лее высоким качеством (рис. 3.27). Это связано с Рис. 3.25. ЦДК скорости. Цветовая шкала. Кодирование по разницей в характеристиках низкоскоростных по токов с разными направлением и скоростью.

токов и шумов. Низкоскоростные потоки, как и вы сокоскоростные, складываясь из большого количе трольного объема отражателей;

в зависимости от ин- ства частиц, движущихся с разной скоростью (и со тенсивности потока кодируемое значение попадает ответственно дающих различные по величине доп в определенную цветовую точку монохромной шка- плеровские сдвиги), при формировании кривой за лы с горизонтальным переливом (обычно наиболее темный цвет характеризует минимальную интенсив ность движения, яркий - максимальную;

при много цветных переливах минимальное значение кодиру ется слева, максимальное - справа). Отсюда выте кает ряд принципиальных положений, характеризу ющих данный вид ЦДК. ЦДК «энергии» допплеровс кого спектра отражает факт наличия движения в дан ной области пространства и его интенсивность, ин Рис. 3.27. Кодирование низкоскоростных потоков.

А. ЦДК скорости (полная дискриминация низкоскоростных по токов в связи со сходными значениями их амплитуд и ампли туд шумов). Б. ЦДК «энергии» (возможность выделения низ Рис.3.26. Цветовое допплеровское кодирование «энергии» коскоростных потоков за счет значительного отличия площа (объяснение в тексте). ди под их огибающими от площади под огибающими шумов).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Рис. 3.29. Цветовые карты конвергентного ЦДК.

«энергии» за счет того, что площадь под огибаю щими потоков превосходит площадь под огибаю щими шумов, а отсечение происходит по величине площади, возможно информативное цветовое ото бражение низкоскоростных потоков. Это суще ственное преимущество ЦДК «энергии», так как оно позволяет качественно кодировать потоки, напри Рис. 3.28. Конвергентное цветовое кодирование.

мер, в интракраниальных артериях, изучать орган висимости интенсивность - частота (скорость) ха- ное кровоснабжение и т. д.

рактеризуются медленным нарастанием и медлен- 2. При энергетическом цветовом кодировании ным снижением (во времени), что придает кривой отсутствует aliasing-эффект, поскольку принцип об пологий вид. Шумы же за счет значительно мень- работки допплеровского сигнала не включает анализ шего количества отражателей, приблизительно скорости.

одинаковых по частотным характеристикам, фор- 3. Энергетическое ЦДК позволяет кодировать мируют кривую с быстрым временным подъемом потоки, перпендикулярные направлению распрост и спадом (остроконечные пики). При этом харак- ранения ультразвукового луча (из-за малой зависи теристика интенсивности шумов и низкоскорост- мости от угла). Строго говоря, и при ЦДК скорости ных потоков приблизительно равны. В связи с этим также возможно кодирование перпендикулярных по в случае ЦДК скорости при отсечении шумов (а оно токов, что связано с нелинейными эффектами рас происходит по уровню их интенсивности) отсека- пространения ультразвука, однако качество кодиро ются и низкоскоростные потоки. В случае же ЦДК вания при этом существенно ниже.

Рис. 3.30. Виды цветового допплеровского кодирования.

А. ЦДК скорости. Кровоток в сосудах гигантской кавернозной гемангиомы. Б. ЦДК «энергии». Кровоснабжение увеличенного лимфатического узла. В. Конвергентное ЦДК. Кровоток в аневризматически измененной аорте и устье почечной артерии.

Рис. 3.31. ЦДК движения тканей. Картограммы движения межжелудочковой перегородки.

А. ЦДК скорости движения тканей. Б. ЦДК «энергии» движения тканей. В. ЦДК ускорения движения тканей.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 5. ЦДК скорости имеет суще ственные преимущества, обуслов ленные возможностью получения информации о скорости и направ лении потоков.

Таким образом, обе техноло гии имеют свои достоинства и не достатки. На практике при проведе нии ангиологических исследований полезно применять как ЦДК скоро сти, так и энергетическое ЦДК.

Перечисленные достоинства обеих технологий объединены в «гибридном» варианте ЦДК, назы ваемом конвергентным [17, 58].

При этом виде кодирования одно временно анализируется как ин формация о средней скорости (и направлении), так и площадь под кривой зависимости интенсив ность - частота (скорость). Прин ципиальная схема цветового коди рования, как видно из рис. 3.28, су щественно не отличается от опи санных для CDV и CDE. Возмож ность сочетания скоростного и энергетического ЦДК реализуется за счет применения «многопере ливчатых» или комбинированных шкал. Выделяют пороговую, на правленную и контурную цветовые карты (рис. 3.29). Основным досто инством конвергентного ЦДК явля ется возможность сохранения ин формации о направлении и скоро сти потока без дискриминации низкоскоростных потоков. Это ока зывается полезным при исследо вании сосудов, когда сочетаются высокие и низкие скорости крово тока (например, бифуркации круп ных артерий, крупные вены, орган ные сосуды).

Примеры ЦДК скорости, «энергии» и конвергентного ЦДК приведены на рис. 3.30.

В ангиологии до сих пор не на ходит широкого применения техно логия ЦДК движения тканей, осно ванная на выделении допплеровс кого сигнала от движущихся объек тов (например, миокард) с одновре Рис. 3.32. Трехмерная реконструкция ультразвуковых изображений. менной дискриминацией более А. Схема построения реконструкции при сложении последовательных срезов. Б. Схе- низкоскоростных потоков (из камер ма построения реконструкции при сложении срезов под разным углом. В. Общая сон сердца). Это является важным об ная артерия, лимфатический узел, В-режим+CDE. Г. Трехмерная реконструкция (об стоятельством, позволяющим кос щая сонная артерия, сосуды кровоснабжающие лимфатический узел), 3D CDE. Д. Трех венно оценивать сократимость, а по мерная реконструкция сосудов печени 3D В-режим + 3D CDE. E. Трехмерная реконст некоторым данным, и перфузию рукция потоков в сосудах доли щитовидной железы и узла (указаны стрелками).

миокарда (рис. 3.31).

4. При энергетическом ЦДК возможно информа- Развитие компьютерных технологий обработки тивное цветовое отображение разнонаправленных ультразвуковых изображений привело к практически низкоскоростных потоков из близко расположенных неограниченным возможностям реконструкций, осно сосудов, что невозможно при ЦДК скорости. ванных на суммации многих эхотомографических cре ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ зов. Реализация этих возможностей принципиально не отличается от таковой в других областях лучевой диагностики (при рентгеновской компьютерной томографии, маг нитно-резонансной томографии, позитронно-эмиссионной томогра фии и т. д.), где имеет место нали чие последовательных томографи ческих срезов тканей. Сложности в построении точных реконструкций при ультразвуковом сканировании, в основном, сопряжены с произ вольностью и операторозависимо стью самого метода получения сре за, что накладывает определенные ограничения как на качество соб ственно реконструированных объектов, так и на возможность кор ректной их интерпретации.

Компьютерная обработка цве товых картограмм позволяет выст раивать трехмерные изображения [59-62]. Идея трехмерной реконст рукции существует давно, но техни ческая ее реализация была затруд нена из-за необходимости исполь зования для этих целей направляю щих штанг (специальных приспособ лений, ориентирующих плоскость сканирования в пространстве и од новременно фиксирующих ее поло жение). Сложность и длительность проведения подобных реконструк ций, отсроченность (т. е. работа вне режима реального времени) не по зволяли применять методику в по вседневной клинической практике.

Современные технологические раз работки вплотную приблизились к построению трехмерных изображе ний в режиме реального времени, при этом не требуется специальных приспособлений. Качество подоб ных изображений, которые воспро изводят ультразвуковые системы, также значительно повысилось. Из меняя положение датчика и про странственную ориентацию срезов (рис. 3.32, А, Б) можно выстраивать реконструированные изображения сосудов как в цветовых допплеровс ких режимах (рис. 3.32, В, Г, Е), так и при одновременном наличии 3D представлений в В-режиме и CD режиме (рис. 3.32, Д). Тем не менее для ангиологических исследований, Рис. 3.33. Панорамное сканирование.

даже учитывая известные аргумен А. Схема построения реконструкции методом «присоединения» соседних сре ты о более четком понимании, по зов. Б. Панорамная реконструкция печени в В-режиме. В. Панорамная рекон данным 3D реконструкций, про струкция передней брюшной стенки (поперечное направление) в В-режиме.

странственных конфигураций сосу Г. Панорамная реконструкция внутренней яремной вены в В-режиме. Д. Пано рамная реконструкция бедренной артерии в дуплексном режиме (В-режим + дов, их взаимоотношений с органа ЦДК «энергии»).

ми и тканями, статическое изобра ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ эхотомографических срезов может являться так назы ваемое продолженное, или панорамное сканирова ние. При этом (рис. 3.33, А) суммируются последова тельные срезы, получаемые либо путем перемещения датчика в одном направлении (например, по продоль ной оси сосуда), либо изменением угла, но и втом, и в другом случаях - в одной плоскости.

В результате реконструкции может быть получено статическое изобра жение в В-режиме (рис. 3.33, Б-Г) Рис. 3.34. Принципиальная схема обработки ультразвуковых импульсов.

и статическое или динамическое А. Без кодирования сигналов. Б. С кодированием импульсов.

в цветовых допплеровских режимах жение, даже высокого качества, является малоинфор- (рис. 3.33, Д). Как и в случае 3D реконструкций, потем мативным. Поэтому до появления динамических 3D же причинам при использовании панорамного скани режимов (также именуемых 4D), первые сообщения о рования в ангиологии действует ряд ограничений как результатах использования которых появились в пос- в качестве, так и при интерпретации.

леднее время, говорить о возможности их широкого внедрения в клиническую практику рано.

Недопплеровские методы визуализации Еще одним примером пространственной рекон- внутрипросветных потоков [63-70] струкции посредством суммации последовательных В последние годы в коммерческих платформах ведущих производителей ультразвукового оборудо вания реализован новый принцип недопплеровской визуализации движения крови в просветах сосудов.

Принципиальная возможность для этого появи лась после несколько отличного от традиционного построения архитектуры системы (рис. 3.34). Прин ципиальные изменения заключаются во введении процесса цифрового кодирования передаваемого сигнала и декодирования принятого.

Это позволило расширить возможности фазово го анализа отраженного сигнала. Известно (рис. 3.35), что интенсивность отраженного эхоси гнала от ткани значительно превышает таковую от крови. При этом, естественно, что от обоих сигналов при фильтрации «отсекаются» низкочастотные шумы.

После осуществления фильтрации амплитуда отра женного от крови эхосигнала еще больше снижает ся. Таким образом, для выделения этого низкоамп Рис. 3.35. Интенсивность сигналов, отраженных от крови литудного сигнала необходимо его существенное и тканей.

усиление до уровня, сопоставимо го, либо превышающего таковой для тканевого эхосигнала.

Упрощенная схема такого про цесса может выглядеть следующим образом (рис. 3.36). Прибор гене рирует серию колебаний, состоя щую из нескольких (например, двух) частей, отличающихся по продол жительности, но сходных по часто те. Эта серия кодируется двоичным цифровым кодом и посылается в ткани. Отраженные эхосигналы яв ляются комбинацией колебаний, часть которых возникла в результа те отражения от тканей, другая - от крови, при этом между ними имеет ся некоторый фазовый сдвиг. По всей вероятности, именно после днее обстоятельство является ос новой для возможности (при деко дировании сигнала цифровым дво Рис. 3.36. Механизм выделения сигналов, отраженных кровью. ичным кодом с обратной последо ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ вательностью) избирательного выделения эхосигна ла от крови и последующего его усиления. Результа том этого процесса является эхопозитивность внут рипросветного потока, сопоставимая с окружающи ми тканями. Наличие же направленного движения ставшей эхогенной крови дополнительно выделяет ее по сравнению с окружающими структурами.

В данном режиме (для систем GE Medical Systems он носит название b-flow) качество изображения пря мо не связано с углом между вектором скорости внут рипросветного потока и направлением распростране ния ультразвукового луча, что, на первый взгляд, вы годно отличает его от уголзависимых допплеровских методов цветового кодирования. Однако интенсив ность отраженного от крови эхосигнала связана с ко Рис. 3.37. Зависимость интенсивности сигнала b-flow от личеством элементарных отражателей в метке конт скорости кровотока в сосуде.

рольного объема, а последнее сопряжено со скорос тью кровотока, реологическими характеристиками альном режиме времени используется для регистра крови, а также величиной угла между вектором ско ции характеристик движущихся объектов. Примене рости внутрипросветного потока и направлением ние данного режима в ангиологии ограничено, так как распространения ультразвукового луча. Это важ большинство сосудов являются неподвижными ное обстоятельство является заметной детерминан структурами. Однако для корректного измерения ди той качества изображения потока в режиме b-flow. При аметров артерий и вен, а также регистрации движе прочих равных условиях, интенсивность сигнала b-flow ния стенок (пульсация) может быть использована (в диапазоне низких и средних скоростей) меньше, не комбинация В- и М-режима (рис. 3.39). Наиболее ак жели высоких, когда она становится постоянной тивно данный режим используется при кардиологи (рис. 3.37). Уменьшение величины угла сканирования ческих исследованиях.

приводит к усилению интенсивности сигнала и улуч Постоянно-волновой допплеровский режим шению качества изображения.

(CW), не имея ограничений по скорости и глубине, Внедрение режима b-flow является перспектив- одновременно лишенный пространственного разре ным направлением ультразвуковой ангиологии.

шения, лежит в основе метода ультразвуковой доп плерографии. Двухэлементные допплеровские дат Режимы сканирования чики карандашного типа работают обычно с часто Разрешающая способность той 2 МГц (для кардиологических исследований), 4 и 8 МГц (для исследования периферических артерий В современной ангиологии применяются раз- и вен). Результатом исследования при этом являют личные режимы сканирования. Принципиально их ся получение допплеровского спектра (рис. 3.40) и можно разделить на две группы: с применением доп- его последующий анализ.

плеровского эффекта (постоянно-волновой доппле- Импульсный допплеровский режим (PW) также ровский режим - CW-режим;

импульсный допплеров- лежит в основе ультразвуковой допплерографии, при ский режим - PW-режим;

режим цветового доппле- этом получают допплеровский спектр.

ровского кодирования - CD-режим;

дуплексные ре- Режим цветового допплеровского кодирования жимы, сочетающие один или два вида допплеровс- (CD) существовал как самостоятельный лишь в пер кого режима с режимом двухмерной серошкальной вых ультразвуковых сканерах. В настоящее время он эхографии,- В-режимом) и без такового (собствен- находит применение в дуплексных системах.

но режим двухмерной серошкальной эхографии - Дуплексное сканирование сочетает два режи В-режим, режим одномерной временной развертки - ма: двухмерную серошкальную эхографию и один М-режим). Наибольшее значение для исследования из допплеровских режимов, из которых оба рабо сосудистой системы имеют допплеровские режимы. тают в реальном времени. Таким образом, имеет При двухмерном серошкальном сканировании ся возможность визуализации структур (органов, (В-режим) получение ультразвукового изображения тканей, сосудов) с одновременным получением основано, как уже говорилось выше, на эффекте от- цветовой картограммы или допплеровского спек ражения ультразвука от границы раздела сред. При- тра потока крови (рис. 3.41). Существует также ре борно анализируемая амплитуда (а при когерентном жим триплексного сканирования, в котором одно формировании изображения и фаза) отраженного временно работают, помимо серошкальной эхо эхосигнала в процессе преобразования обусловли- графии, два допплеровских режима - цветовой и вает яркость свечения пикселя на экране монитора. спектральный. Такое сочетание обозначают трип Таким образом, В-режим является основным для по- лексным сканированием. Работа дуплексного и лучения визуальной информации об органах и тка- триплексного режимов гораздо сложнее, чем каж нях, стенках сосудов, внутрипросветном содержи- дого из составляющих их в отдельности. Принци мом (рис. 3.38). пиально важно, что чем больше режимов задей М-режим - одномерное сканирование (через ствовано, тем хуже качество изображения каждо одну линию сечения) с получением развертки в ре- го из них. Это связано с тем, что ультразвуковой ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ датчик не может одновременно посылать импуль- терального (или бокового) и временного компонен тов. Аксиальное и латеральное разрешение обеспе сы для получения информации о структуре ткани (серошкальное сканирование), допплеровском чивают качество статического ультразвукового изоб сдвиге частот (спектральный допплер), а также ражения (рис. 3.42, А), временное - динамического.

пространственном его распределении (цветовое При использовании датчиков, предусматривающих кодирование). Поэтому все эти импульсы посыла- угловое расхождение лучей (конвексных, векторных ются последовательно, соответственно, последо- и секторных), качество статических эхограмм сопря вательно и принимаются. С учетом существующих жено также с угловым разрешением (рис. 42, Б).

для каждого вида излучения-приема ограничений При прочих равных условиях разрешение всегда становятся понятными задержка работы системы выше при линейном сканировании с высокой часто и снижение качества изображений. Следствием той. Данное положение справедливо для всех режи этого является временная «заморозка» (выключе мов сканирования (рис. 3.42, В-Е).

ние) работы одного из действующих режимов для повышения качества изображения второго. Так, для Методы оптимизации изображений регистрации качественного допплеровского спек тра работу В-режима и CD-режима чаще всего при Под оптимизацией понимают способы повыше останавливают (функция update). При этом рабо ния качества ультразвуковых изображений. Основ тает только импульсный допплеровский режим, а ной целью производимых при этом манипуляций яв изображение и цветовая картограмма фиксируют ляется получение максимального объема информа ся и остаются неизменными.

ции, наиболее адекватно отражающей реальную дей Терминологически правильнее называть дуплек- ствительность.

сные режимы в соответствии с наименованием их ком- Оптимизация изображения в режиме понентов, например, «сонография с цветовым коди- серошкального сканирования (В-режим) [17] рованием» или «сонография с цветовым кодировани- Качество получаемых серошкальных эхограмм, ем и спектральным допплеровским анализом». Одна- естественно, зависит в первую очередь от класса ис ко в литературе все эти названия чаще всего объеди- пользуемого ультразвукового сканера, набора техно няются термином «дуплексное сканирование».

логий, реализованных в нем, вида применяемых дат Под разрешающей способностью принято пони- чиков, т. е. тех базовых условий, субъективное влия мать возможность раздельного отображения двух ря- ние на параметры которых невозможно. Однако у ис дом расположенных объектов. Разрешение тем следователя имеется широкий арсенал средств для выше, чем меньшего размера объекты отображают- изменения параметров изображения в рамках суще ся раздельно.

ствующей системы. Основными из них являются фор Для сканирования в реальном режиме времени мат, частота, глубина и ширина сканирования (час с применением линейных датчиков общее разреше- тота кадров, плотность линий), мощность на переда ние складывается из аксиального (или осевого), ла- че, усиление на приеме, компенсация усиления с глу Рис. 3.38. Общая сонная артерия. Рис. 3.39. Общая сонная артерия.

В-режим. А. В- + М-режим. Б. М-режим.

Рис. 3.40. Допплеровский спектр. Рис. 3.41. Дуплексное сканирование.

А. Варикозно расширенные поверхностные вены нижней конечности.

В-режим+CD. Б. Кровоток в общей сонной артерии. В-режим+CD+PW.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ краниальных отделах, артерии и вены конечностей). Преимуще ством данного формата сканирова ния является одинаковая густота (плотность) линий на малых и боль ших глубинах, что позволяет более качественно визуализировать глу боко расположенные структуры.

Данный факт может быть использо ван как для изучения сосудов брюшной полости (абдоминальной аорты), так и при исследовании глу боких артерий и вен (прежде всего нижних конечностей) в случаях не значительной выраженности под кожного жирового слоя. Однако ввиду ограниченности зоны обзора на больших глубинах, предпочти тельнее применять другие форма ты сканирования (конвексные, век торные, секторные). За счет линей Рис. 3.42. Разрешающая способность при ультразвуковом сканировании.

ной формы апертуры датчика и ее А. разрешение при линейном сканировании. Б. Разрешение при сканировании с значительной величины использо расхождением лучей под углом. В. Ноготь и ногтевое ложе указательного пальца вание данного формата для скани (В-режим). Г. Цветовая картограмма потока в сосудах ногтевого ложа указатель рования многих анатомических об ного пальца (дуплексное сканирование: В-режим + ЦДК скорости). Д. Цветовая картограмма потока в сосудах ногтевого ложа указательного пальца (дуплексное ластей затруднено.

сканирование: В-режим + ЦДК «энергии»). Е. Цветовая картограмма потока и доп- При конвексном сканирова плеровский спектр в сосудах ногтевого ложа указательного пальца (дуплексное нии используется выпуклая одно сканирование: В-режим + ЦДК «энергии» + допплеровский спектр).

мерная решетка, при этом лучи расходятся не параллельно, а в биной, предобработка, логарифмическое сжатие, ус виде веера, занимая в пространстве угловой сектор.

реднение (сглаживание), постобработка, псевдоок Конвексный режим целесообразно использовать при рашивание [17, 71, 72].

исследовании органов (и сосудов) брюшной полос Среди возможных форматов сканирования ти и забрюшинного пространства, некоторых повер различают линейный, конвексный, секторный и хностно расположенных структур (например, молоч векторный [72].

ных желез), мягких тканей (мышечных массивов бе Линейный формат сканирования характеризует дер, ягодичной области), органов малого таза. Сле ся распространением ультразвуковых лучей с линей дует отметить, что конвексный формат может быть ной поверхности апертуры датчика, величина которой использован и при изучении периферических сосу может быть разной - 3, 4, 6, 10 см (рис. 3.43). Данный дов, однако, в связи с выпуклостью поверхности дат вид сканирования предназначен для изучения струк чика это не всегда удобно, так как приходится дефор тур, в том числе сосудов, на небольших глубинах, так мировать мягкие ткани для плотного контакта с кож как обеспечивает широкую зону сканирования в ближ ным покровом, что, в частности делает малоинфор нем поле. С применением данного формата исследу мативным или даже невозможным исследование пе ются поверхностно расположенные периферические риферических вен. В связи с расхождением лучей, сосуды (брахиоцефальные артерии и вены в экстра увеличивающимся с глубиной, визуализация глубо ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ ко расположенных объектов хуже, чем при линейном ражения (за счет сравнительно небольших потерь сканировании, и в то же время лучше, чем при сек- энергии излучения) и нашел применение в кардио торном и векторном (рис. 3.44). логии, а также при транскраниальном сканировании Секторное сканирование подразумевает рас- и исследованиях органов брюшной полости и забрю хождение лучей из одной точки на поверхности дат- шинного пространства (см. рис. 3.45, Б).

чика. Лучи занимают в пространстве определенный Векторное сканирование возникло как услож сектор. Зона, находящаяся близко к датчику, харак- ненный вариант секторного и предназначено для рас теризуется малой площадью, что делает невозмож- ширения зоны обзора на малых глубинах. При этом ным широкий обзор (как при линейном и конвексном точка, являющаяся центром расхождения лучей, на сканировании). В то же время за счет узкого пучка ходится перед решеткой (в действительности про ультразвуковых лучей вблизи поверхности датчика цесс формирования и расхождения лучей происхо обеспечивается его малая апертура, что весьма по- дит несколько иначе). В результате расширяется зона лезно для исследования структур через доступы не- инсонации на малой глубине (рис. 3.46).

больших размеров (исследование сердца, печени, В некоторых датчиках (например, для трансрек селезенки, почек через межреберья, транскраниаль- тального сканирования) могут быть совмещены два ное дуплексное сканирование и т. д.) (рис. 3.45). Мо- формата (обычно конвексный и линейный).

дификацией данного формата явилась технология, В зависимости от частоты излучения датчики при которой лучи расходятся не с поверхности дат- делятся на работающие с фиксированной частотой, чика, а на некотором удалении от него. Данный прин- многочастотные и широкополосные. Под частотой цип позволил существенно улучшить качество изоб- моночастотного датчика понимают центральное Рис. 3.44. Конвексное сканирование.

А. Схема расхождения лучей. Б. Пече ночные вены.

Рис. 3.45. Секторное сканирование.

А. Схема расхождения лучей. Б. Про дольное сканирование аневризмы аб доминального отдела аорты.

Рис. 3.43. Линейное сканирование.

А. Схема устройства ультразвукового Рис. 3.46. Векторное сканирование.

датчика и расхождения лучей. Б. По А. Схема расхождения лучей. Б. Почка.

звоночная артерия (сегмент V2).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ (n), что зависит от их густоты (k) и ширины сканиро значение излучаемой частоты, ширина диапазона вания (w):

рабочих частот в этом случае не превышает 20-25% в обе стороны. Другими словами, если номиналь ная частота моночастотного датчика равна 7 МГц, то приблизительные колебания частот посылаемых им ультразвуковых импульсов составляют, пример- Время, за которое прибор может выстроить одну но, от 6 до 8 МГц. В широкополосных датчиках реа- линию (t') зависит от глубины сканирования, которая лизован иной принцип: датчик работает в достаточ- должна быть пройдена дважды - отдатчика и обрат но большом диапазоне частот (например, от 5 до но (l), и скорости звука (с):

МГц), что приводит к значительному повышению разрешающей способности, особенно в ближней и средней зонах. В основе работы многочастотных датчиков также лежит принцип широкополосного Соответственно время получения одного кадра сканирования, но в отличие от предыдущих в них (t) описывается уравнением возможно изменение центральных частот в зависи мости от необходимой глубины сканирования. В любом случае неизменно действует принцип: чем выше частота сканирования, тем меньше глубина откуда следует, что частота кадров (величина, обрат проникновения, но выше качество визуализации, и ная времени на получение одного кадра,- ) прямо наоборот, чем ниже частота сканирования, тем пропорциональна скорости звука и обратно пропор больше проникновение и ниже качество изображе циональна глубине сканирования, густоте линий и ния. Примечательным в этой связи является значи ширине сканирования:

тельно большее удобство на практике применения широкополосных многочастотных датчиков. Это объясняется тем, что «истинные» широкополосные технологии не позволяют произвольно изменять Таким образом, чем больше глубина и/или ши «центральную» частоту, следствием чего является рина сканирования и выше густота линий, тем мень значительное снижение качества визуализации на ше частота кадров. В ангиологии при исследовании больших глубинах, что успешно преодолевается основных периферических и абдоминальных сосудов, переключением частот на более низкие в многоча транскраниальном сканировании необходим выбор стотных датчиках (рис. 3.47).

адекватного соотношения перечисленных парамет ров. Наиболее предпочтительной является средняя Для исследования экстракраниальных отделов брахиоцефальных сосудов, сосудов верхних и ниж- частота кадров 17-25 Гц при достаточно высокой гус них конечностей, кровоснабжения поверхностно рас- тоте линий. Это может быть достигнуто путем умень шения (до разумных пределов) глубины и ширины ска положенных структур и мягких тканей оптимально использовать частоты от 5 до 15 МГц, для абдоми- нирования, что способствует повышению качества эхограмм. В этом же ключе следует рассматривать и нальных сосудов - от 3 до 8 МГц, для сосудов малого таза - от 3 до 7 МГц, при трансвагинальных (транс- применение функции увеличения зоны интереса, ко ректальных) исследованиях - 5-10 МГц. При транс- торая позволяет отсечь значительную часть ненужно краниальном сканировании в основном применяют- го в данный момент инсонируемого поля, тем самым косвенно снизив глубину и ширину сканирования.

ся частоты 2-2,5 МГц, в некоторых случаях 1 МГц.

Глубина и ширина сканирования, а также густо- Уровень мощности ультразвукового излучения на та линий связаны между собой. В одном кадре ульт- передаче, как правило, имеет фиксированное значе развукового изображения имеется множество линий ние в каждой из программ применения. Это связано в основном с ограничениями данной величины во избежание возникно вения биологических эффектов вза имодействия ультразвука с тканя ми. Необходимость увеличения мощности на передаче возникает в случаях, когда требуется более ка чественная инсонация объектов на большой глубине, у тучных пациен тов. Повышение мощности излуче ния реализуется через возрастание амплитуды излучаемых колебаний, а соответственно и амплитуды эхо сигналов. Увеличивается проникно вение и разрешение в дальней зоне.

Обычный уровень мощности при ан Рис. 3.47. Линейное сканирование с применением многочастотного датчика.

гиологических исследованиях у Комплекс интима - медиа общей сонной артерии (увеличены фрагменты комп взрослых не должен превышать лекса передней и задней стенок).

720 мВт/см2.

А. Центральная частота 7 МГц. Б. Центральная частота 10 МГц.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ ослабляться сигналы, поступающие с определенной глубины).

Предобработка заключается в дифференциации и фильтрации сигнала вдоль луча, что позволяет уве личить структурность и четкость изображения.

Динамический диапазон характеризуется соот ношением максимальных и минимальных амплитуд (интенсивностей) сигнала, которые представлены на экране светящимися точками (остальные значения не анализируются). Верхняя граница является величиной постоянной, т. е. не может быть изменена. Таким об разом, расширение (сужение) динамического диапа зона осуществляется за счет смещений его нижней границы (рис. 3.50). Следствием увеличения значений динамического диапазона является увеличение ана лизируемых сигналов (включение в обработку и ото Рис. 3.48. Конфигурация ультразвуковых лучей в простран бражение большего количества низкоамплитудных стве и распределение энергии ультразвукового излучения колебаний, обусловленных неоднородностью среды).

(красными стрелками показана зона фокусировки).

Если необходимо подчеркнуть границу раздела сред (изучение структуры сосудистой стенки, границы внут Использование высокой мощности ультразвука ренних оболочек и просвета), используют низкие зна увеличивает риск возникновения биологических эф- чения динамического диапазона, при изучении мало фектов взаимодействия со средой (кавитация, нагре- различающихся акустическими характеристиками вание). Поэтому при прочих равных условиях жела- сред (атеросклеротические бляшки низкой плотнос тельно пользоваться другими методами оптимиза- ти - просвет сосуда) - высокие (см. рис. 3.49).

ции изображений. Тем не менее следует заметить, Представление информации на экране дисплея что максимальному воздействию ультразвука под- соответствует амплитудным характеристикам сигна вергается не все инсонируемое поле, и лишь его не- лов, получаемых по ходу ультразвукового луча с раз большая часть, расположенная в зоне фокусировки ных глубин. Большим амплитудам (и интенсивности) луча, а еще точнее - ее центральной части (рис. 3.48). соответствует более яркое свечение экрана, мень Необходимо также иметь в виду, что интенсивность шим - более темное. Весь спектр анализируемых воздействия ультразвука на ткань амплитуд (интенсивностей) соот существенно повышается при изби- ветствует в современных системах рательном увеличенном сканирова- 256 оттенкам серого цвета (крайни нии (функции Zoom или RES) ми являются белый и черный цве (рис. 3.49), когда резкое увеличение та, при этом в неинвертированных густоты линий в малом объеме со- шкалах белый цвет отражает макси пряжено с возрастанием энергии мальную интенсивность или ампли излучения в нем. туду, черный - минимальную анали Усиление на приеме регулиру- зируемую в рамках динамического ет амплитудные характеристики диапазона). Чем меньше динами эхосигналов после их приема. Уве- ческий диапазон, тем больше раз личение усиления на приеме приво- ница между интенсивностью свече дит к возрастанию амплитуды, ния (оттенками серого цвета) точек, уменьшение - к ее снижению. Таким соответствующих максимальным и образом, изменение данной регули- минимальным анализируемым ам ровки за счет возрастания (сниже- плитудам. Наоборот, при больших ния) амплитуды сигналов позволяет значениях динамического диапазо изменить количество отражаемой на разница уменьшается, так как информации. При чрезмерном уве- увеличивается спектр соответству личении амплитуд или чрезмерном ющих амплитуд (рис. 3.51). В дан их уменьшении качество отобража- ном случае интервал соответствия емой информации значительно со стороны амплитуд возрастает, а страдает за счет того, что данные соответствующее ему количество значения не попадают в установлен- оттенков серого цвета (256) остает ный динамический диапазон - ин- ся неизменным, что отражает «сжа тервал значения амплитуд, отража- тие» при экстраполяции интервала емых на экране. Ту же роль, что и одного - изменяемого массива ве усиление на приеме, выполняет личин (амплитуд) на другой (оттен функция компенсации усиления с ки серой шкалы) - неизменный.

Рис. 3.49. Увеличение густоты ультра глубиной, однако в этом случае из- Данное «сжатие» называют лога звуковых лучей и энергии потока с ис менение амплитуд происходит из- рифмическим. Его параметры тес пользованием функции увеличения бирательно (могут усиливаться или но связаны с величиной динамичес зоны интереса.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ кого диапазона. Кривая зависимости яркости свече- изображения в видео (экранную) память, после чего ния экрана от интенсивности (амплитуды) сигнала они становятся недоступными, поэтому должны быть называется кривой постобработки (постпроцесса). выполнены в процессе сканирования. Постобработ Суть постпроцессорной обработки изображения ка изображения и его псевдоокрашивание могут быть сводится к изменению кривой зависимости яркость произведены после попадания в экранную память, свечения - интенсивность. Вид постобработки мо- т. е. после «заморозки изображения», либо в режи жет быть изменен вручную путем корректировки кри- ме кинопетли.

вой. Изменение вида постобработки необходимо для Новым этапом в развитии ультразвуковой се изучения разных по структуре и эхогенности объек- рошкальной визуализации стало внедрение техноло тов. Для подчеркивания границ раздела сред с су- гии, осуществляющей анализ второй тканевой гар щественно разными акустическими характеристика- моники [74-86]. В основе принципа лежит анализ ми могут быть использованы кривые, в которых вы- сигнала, который является результатом эффектов не делены высокие интенсивности сигналов и сглаже- линейного распространения звука в среде. Данные ны (угнетены) низкие (изучение границы сосудистой эффекты возникают в связи с многочисленными от стенки и просвета). В случае необходимости диффе- ражениями луча от границ разделов сред, взаимо ренцировки границ между мало отличающимися по действием отраженных волн (в частности эффект ин акустическим характеристикам средами (гипоэхо- терференции). С увеличением глубины амплитуда генные наложения в просвете сосуда, изоэхогенные основного отраженного сигнала уменьшается (по опухоли и пр.) следует подчеркивать низкие и сред- скольку уменьшается и амплитуда, а следовательно, ние интенсивности и снижать высокие (рис. 3.52). и интенсивность направленного сигнала). В то же Серошкальное изображение, представляющее время нарастает результирующая амплитуда второ собой сочетание свечения точек (пикселей) экрана, го отраженного эхосигнала. Данный процесс срав может быть представлено в виде 256 оттенков друго- нивают с появлением бурунов на верхушках волн во го цвета (колоризация шкалы, псевдоокрашивание время прибоя: в то время как высота основной вол изображения или В-цвет). Функция оказывается по- ны уменьшается, величина обратного движения (бу лезной во многих случаях, так как рецепторы сетчатки рун) возрастает. Действительно, чем больше глуби глаза значительно лучше воспринимают оттенки цве- на сканирования, тем меньше информации несет ос та, чем оттенки серого. Модификацией колоризации новное отражение и больше - второе. Таким обра изображения является сочетание серошкального ска- зом, при подавлении первой гармоники (основного нирования и цветового окрашивания, при этом толь- или осевого эхосигнала) выделяется вторая, более ко часть оттенков серого заменяется на цвет. В этом случае цвет как бы «вычитает» часть серой шкалы. Уро вень «вычитания» может быть произ вольно изменен. Функция применяет ся в случаях, когда желательно резко контрастировать структуры сходной эхогенности, например, контуриро вать стенку сосуда (рис. 3.53) [73].

Для «сглаживания» изображе ния используют функцию временной суммации кадров (усреднение, persistence). Отображаемая на экра Рис. 3.50. Динамический диапазон (объяснение в тексте).

не информация представляет собой не единичный кадр (элементарную эхограмму), а результат сложения нескольких последовательных кад ров (от 1 до 10). Частота кадров в этом случае значительно снижается.

В то же время изображение стано вится мягким и плавным, сглажива ются нежелательные движения (пульсация), снижается зернистость.

Данная функция редко используется в тех случаях, когда требуется высо кое временное разрешение, для чего необходима высокая частота кадров, т. е. при изучении движущихся объектов, например сердца или пульсирующих (аорта) (рис. 3.54).

Все регулировки, исключая по стпроцессорную и В-цвет, могут Рис. 3.51. Динамический диапазон и логарифмическое сжатие (объяснение в быть осуществлены до попадания тексте).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Рис. 3.52. Постобработка ультразвукового изображения.

A. Сканирование кончика большого пальца взрослого человека при различных уровнях постобработки изображения (уве личение функции приводит к заметному выделению высоинтенсивных сигналов и вычитанию средних и низких, при этом увеличивается детальное представление папиллярных линий кожи). Б. Сканирование кончика указательного пальца взрос лого человека с псевдоколоризацией изображения при различных уровнях постобработки (изменения аналогичны рис. А).

B. Депрессия низких и средних интенсивностей, подчеркивание высоких (кривая постобработки и соответствующее ей изображение атеросклеротически измененных сонныхартерий). Г. Подчеркивание низких и средних интенсивностей, деп рессия высоких (кривая постобработки и соответствующее ей изображение атеросклеротически измененных сонных ар терий). Д. Равномерное распределение интенсивностей (кривая постобработки и соответствующее ей изображение ате росклеротически измененных сонных артерий).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ информативная на большой глубине гармоника, что составляет 2f, 3f и т. д. (соответственно, вторая приводит к значительному улучшению качества изоб- гармоника, третья гармоника и т. д.). Основной ражения. С применением второй гармоники суще- (фундаментальный сигнал) и гармонический сигнал ственно повышается информативность исследова- имеют довольно существенную зону «перекрытия» ний у «сложных» пациентов в кардиологии, а также в (рис. 3.57, А), устранение которой достигается путем случае изучения глубоко залегающих объектов (аор- пространственного и временного изменений конфи ты, нижней полой вены, почечных артерий, под- гурации импульса (генерация короткого по времени вздошных артерий и вен) (рис. 3.55). сложноконфигурированного сигнала). Таким обра Более подробно процесс выделения гармони- зом, устраняется единственная существенная поме ческого сигнала выглядит следующим образом ха для подавления основного эхосигнала. Устране [87-95]. Как уже говорилось выше, интенсивность ние его (рис. 3.57, Б) осуществляется путем измене гармонических колебаний возрастает по мере от- ния частоты датчика на приеме, по кратности совпа даления от поверхности датчика (рис. 3.56). Час- дающее с кратностью частоты гармонического сиг тота их кратна частоте основного эхосигнала (f) и нала по сравнению с фундаментальным, т. е. для ана лиза второй гармоники частота на приеме удваивается.

Сам физический принцип выделения второго гармоничес кого сигнала обусловливает ряд ограничений для использования этого режима сканирования.

Очевидно, что если амплитуда основного эхосигнала много кратно превышает по величине амплитуду гармонического, его подавление приведет к ухудше нию качества изображения. Кро ме того, снижение частоты излу чения на передаче также сопря жено с ухудшением детального разрешения. Поэтому использо вание режима второй гармоники Рис. 3.53. Псевдоокрашивание (псевдоколоризация) серошкального изображе для исследований при хорошем ния. Общая сонная артерия и каротидная бифуркация.

уровне фоновой визуализа А. Фоновоесерошкальноесканирование. Б. Псевдоокрашивание. В. Сочетание серош ции, как правило, отрицатель кальной визуализации с цветовым выделением части шкалы (функция вычитания).

но влияет на качество получа емого изображения. В то же время данный режим является незаменимым для случаев с низ ким исходным качеством ультра звуковых срезов, что, как прави ло, имеет место у «трудных» па циентов (рис. 3.58). Физическим обоснованием этого факта явля ется сопоставимое или более низкое значение амплитуды фун даментального сигнала в сравне Рис. 3.54. Функция усреднения при серошкальном сканировании внутренней нии с таковым гармонического.

яремной вены на уровне нижней луковицы.

Оптимизация серошкального А. Отсутствие усреднения. Б. Усреднение (5 кадров в одном).

изображения является важным ком понентом ультразвукового сканиро вания, так как от качества визуаль ных изображений зависит объем диагностической информации.

Оптимизация изображения в режиме цветового допплеров ского кодирования (CD-режим) [17,45] Пространственное распреде ление в цвете допплеровских сдви гов частот (в различных вариантах) дает важную информацию о состо Рис. 3.55. Продольное сканирование проксимального отдела нижней полой вены А. Сканирование в обычном режиме. Б. Режим второй тканевой гармоники. янии сосудистого русла. Для повы ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ ления потоков. В связи с тем что цветовое кодирование является уголзависимой величиной, следует стремиться к уменьшению значения угла между вектором скорости пото ка и направлением ультразвуковых лучей (рис. 3.60). В случаях, когда применение вариантных карт зат руднено или малорезультативно (строго параллельное поверхности датчика положение сосуда, когда допплеровский угол составляет око ло 90°), либо при конвексном, век торном или секторном сканирова Рис. 3.56. Гармонические сигналы.

нии, возможна коррекция направле А. Давление в среде при распростране ния ультразвуковых лучей путем из нии ультразвуковой волны. Б. Форми менения расположения датчика и рование гармонической составляющей отраженного эхосигнала с увеличени- плоскости сканирования (рис. 3.61).

ем глубины. В, Г. Изменение интенсив- Наиболее высоко качество цветово ности основного эхосигнала (на фунда го кодирования, когда допплеровс ментальной частоте) и гармоническо кий угол меньше 60°, к чему и следу го (на кратно увеличенной) с увеличе ет стремиться всеми изложенными нием глубины. Д. Давление спектра выше способами.

гармонического колебания на различ ных расстояниях от поверхности ульт- Уровень шкалы отражает часто шения качества изображения мож- развукового датчика. Е. Зависимость ту повторения импульсов (уравне давления в среде на различной глуби но изменить размер, положение и ние 3.5): чем выше значения уста не от частоты гармонических сигналов.

направление лучей зоны опроса, новленной шкалы, тем выше часто уровень шкалы, базовую линию, та повторения импульсов. На экра мощность на передаче, фокусировку на передаче, уси- не значения шкалы отражаются обычно в значениях ление на приеме, уровень фильтра, предобработку, скорости кровотока (в см/с). Уровень шкалы адекват усреднение, размер окна опроса, постобработку. ный, если все скоростные параметры укладываются Размер зоны опроса (величина площади части в установленный диапазон. Когда значения анализи пространства, из которой анализируются допплеров- руемых скоростей превышают установленные (или ские сдвиги частот) должен строго соответствовать частота повторения импульсов меньше удвоенного интересующей области. При немотивированном уве- значения допплеровского сдвига частоты), возника личении зоны опроса уменьшается количество лучей ет цветовой aliasing-эффект [39, 96]. Если отражатель на единицу площади и, кроме того, снижается часто- движется «к датчику» и его скорость превышает ус та кадров. Поэтому оптимальным является следую- тановленное максимальное значение верхней шка щий принцип проведения исследования: сначала лы, данный допплеровский сигнал будет закодиро осуществляется обзорное сканирование с широким ван цветом из области максимальных величин ниж полем цветового опроса, после чего зона сужается и ней шкалы. При движении «отдатчика» значения ско малым окном инсонируются интересующие области ростей, не укладывающиеся в максимально установ (рис. 3.59). Удобно также одновременно использо- ленный уровень нижней шкалы, будут кодироваться вать функцию увеличения зоны инте реса: при этом повышается частота кадров и густота линий, что улучша ет качество изображения).

Положение зоны цветового оп роса зависит от размеров и распо ложения объекта. При прочих равных условиях и при адекватности разме ров окна более качественно кодиру ются зоны в центральной области оз вучиваемого поля.

Направление лучей не может быть изменено при использовании конвексного, секторного и векторно го сканирования. При исследовании линейным датчиком за счет наличия вариантных карт можно произволь но менять угол распространения уль тразвуковых допплеровских волн.

Метод изменения зависит от направ- Рис. 3.57. Схема выделения гармонического сигнала (объяснения в тексте).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ цветом, соответствующим максимальным значени- кальной визуализации стенки сосуда или ее отсут ствии - во время транскраниального сканирования) ям верхней шкалы. Следовательно, шкалу можно приходится прибегать к искусственному вызыванию представить в виде замкнутого кольца (рис. 3.62).

Иногда (при неудовлетворительном качестве серош- aliasing-эффекта для изучения сосудистой геометрии и правильной постановки метки контрольного объема спектраль ного допплеровского режима.

Базовой в цветовом доппле ровском режиме является линия, разделяющая верхнюю и нижнюю цветовые шкалы. По сути базовая линия соответствует 0, т. е. озна чает отсутствие кодирования.

Смещение базовой линии оправ дано в ситуациях, когда имеются разнонаправленные потоки и ско рость одного из них значительно превышает скорость второго, т. е.

для одной из шкал (верхней или нижней) требуются значения, большие, чем для второй. Смеще ние базовой линии позволяет ис ключить «ненужную» область диа пазона скоростей одной из шкал, но суммарный диапазон при этом не изменяется (рис. 3.63). Напри мер, изначально установленные значения шкал равны 20 см/с. При срединном положении базовой линии это означает, что цветом верхней шкалы кодируются скоро сти от 0 до 20 см/с объектов, дви жущихся «к датчику», цветом ниж ней шкалы - те же скорости объек тов, но движущихся «от датчика» (весь диапазон скоростей, кодиру емый цветом, равен 40 см/с). Сме щая базовую линию вниз на 10 см/с, получим увеличение верхней шкалы (максимальное значение будет равно 30 см/с) и уменьше ние нижней (максимальное значе ние будет равно 10 см/с), но сум марный диапазон останется неиз менным - 40 см/с. Неадекватное изменение базовой линии может привести к возникновению цвето вого aliasing-эффекта (за счет не попадания высоких скоростей ча стиц, движущихся в одном из на Рис. 3.58. Сканирование в обычном режиме и с применением анализа второй правлений, в измененный скорос гармоники.

тной диапазон соответствующей А. Мультифокальное поражение печени при первичном раке (фундаментальное ис шкалы) (рис. 3.64). Изменение по следование). Б. Тот же срез в режиме тканевой гармоники (значительное улучше ложения базовой линии может ние визуализации ветви воротной вены, структуры узлов в среднем и дальнем поле быть также использовано с целью инсонации). В. Множественное метастатическое поражение печени при раке же лудка (фундаментальное исследование). Г. Тот же срез в режиме тканевой гармо- устранения aliasing-эффекта при ники (значительное улучшение визуализации структуры и границ узловых образо- кодировании высокоскоростных ваний в дальнем поле). Д. Метастаз рака в лимфатический узел в воротах печени с потоков, когда скорость превыша компрессией (?), прорастанием стенки (?) нижней полой вены (фундаментальное ет максимально возможные для ко исследование). Е. Тот же срез в режиме тканевой гармоники (убедительные дока дирования значения шкал на дан зательства прорастания опухолью стенки нижней полой вены (указано стрелками).

ной глубине в связи с описанными Ж. Увеличенный лимфатический узел (по de) в паракавальной области (фундамен ограничениями отражения высоких тальное исследование). 3. Тотже срез в режиме тканевой гармоники (детализация скоростей на больших глубинах для неоднородной структуры лимфоузла, признаки компрессии просвета нижней по лой вены (IVC), улучшение качества визуализации просвета аорты (Ао)).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ импульсного допплеровского ре жима (уравнение 3.19).

С наличием базовой линии связана возможность дифферен цировки различных цветовых фе номенов. Так, aliasing-эффект отли чается по характеристикам цвето вого паттерна от цветового изобра жения турбулентных (разнонаправ ленных) потоков - имеется разни ца в переходе цветов верхней и нижней шкал. Если при aliasing-эф Рис. 3.59. Размеры инсонируемой зоны в цветовом допплеровском режиме.

фекте цвет максимальных значе- А. Обзорное сканирование широким окном обзора. Б. Прицельное сканирование ний одной шкалы переходит в цвет малым окном.

максимальных значений второй шкалы, то при турбуленции цвет минимального уровня скоростей одной шкалы через базовую ли нию, т. е. черный цвет, переходит в цвет минимального уровня скоро стей другой (рис. 3.65). Во втором случае между разнонаправленны ми потоками всегда либо отсут ствует движение, либо имеется слой частиц, движущихся с мини мальными скоростями и в различ ных направлениях, что имеет след Рис. 3.60. Вариантные карты при линейном сканировании.

ствием отсутствие их цветового А, Б. Различные положения вариантных карт (допплеровский угол в обоих случаях кодирования - возникновение не превышает 90°).

черной «прослойки» в структуре результирующего паттерна турбу лентного потока.

Мощность на передаче выпол няетте же функции, что и в режиме серошкального сканирования. При увеличении мощности увеличива ется амплитуда передаваемого и соответственно отраженного сиг налов. Повышение мощности излу чения улучшает качество цветово го кодирования (рис. 3.66). При не которых исследованиях (особенно Рис. 3.61. Изменение допплеровского угла посредством перемены положения в акушерской практике) следует датчика.

строго соблюдать требования бе- А. Сканирование аорты, угол около 85°, качество цветовой картограммы низкое.

зопасности во избежание нежела- Б. Сканирование аорты после перемены положения датчика (угол около 60°), вы сокое качество цветового кодирования.

тельных эффектов взаимодействия ультразвука с тканями.

Усиление на приеме, изменяя амплитуду принятого эхосигнала, существенно влияет на качество цветовой картограммы. Чрезмер но высокий уровень усиления при водит к появлению цветовых арте фактов, которые в отличие от по токов крови равномерно распре деляются по всему инсонируемо му полю, слишком низкий - к пол ному отсутствию цветового про крашивания или отсечению сред не- и низкоскоростных потоков.

Рис. 3.62. Aliasing-эффект в цветовом допплеровском режиме (объяснение в тексте).

Значение данной регулировки не А. Схема цветового «перехлеста» при некорректной установке уровня PRF обходимо подбирать в зависимо (скорости). Б. Множественный aliasing-эффект в цветовом допплеровском ре сти от особенностей кровотока в жиме.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ изучаемых сосудах. В ангиологии используются средние значения усиления на приеме (рис. 3.67).

Фокусировка на передаче позволяет изменить конфигурацию несущего ультразвукового потока и сфокусировать основную энергию в зоне интереса, что повышает качество кодирования. На практике удобно устанавливать положение фокуса глубже изу чаемой области, при этом все зоны поверхностнее области фокусировки озвучиваются лучше.

Уровень фильтра устанавливается таким обра зом, чтобы подавить возникающие шумы (цветовые артефакты), обусловленные движением тканей. Не верная установка уровня фильтра может привести к утрате важной информации (прежде всего о низко Рис. 3.63. Изменение положения базовой линии (объяс и среднескоростных потоках).

нение в тексте).

С помощью предобработки в цветовом доппле А. Срединное положение. Б. Повышение положения базо ровском режиме изменяется соотношение между вой линии. В. Снижение положения базовой линии.

частотой кадров и густотой линий.

Учитывая, что густота линий опре деляет пространственное разре шение, а частота кадров - вре менное, оптимальное соотноше ние их позволяет в зависимости от целей исследования получить цветовую картограмму высокого качества. В ангиологии частота кадров не играет определяющей роли, гораздо более значимо про странственное разрешение, уро вень постобработки при этом Рис. 3.64. Изменение уровня шкалы (масштаба).

должен обеспечивать максималь А. Корректное значение. Б. Низкое значение (цветовой aliasing-эффект).

ную густоту линий при средней частоте кадров. Этим условиям соответствует высокий уровень предобработки (рис. 3.68).

Усреднение позволяет сгла дить цветовую картограмму, сде лать контуры окрашивания более плавными, повысить интенсив ность цвета. Как и в В-режиме, при цветовом кодировании процесс усреднения состоит в суммации нескольких последовательных Рис. 3.65. Отличия цветового aliasing-эффекта от цветовой картограммы турбу- кадров в одном, т. е. изображение лентного потока (объяснение в тексте).

на экране является результатом А. Область каротидной бифуркации: цветовой aliasing-эффект (увеличена зона пе наложения нескольких последова рехода максимальных значений одной шкалы в максимальные другой). Б. Область тельных срезов. При повышении каротидной бифуркации: зона турбуленции (увеличена область перехода мини уровня усреднения уменьшается мальных значений одной шкалы в минимальную другой через нулевую, некодиру частота кадров и зависящее от нее емую, линию).

временное разрешение.

Размер окна опроса (gate) регулирует протяженность окон опроса вдоль ультразвукового луча. При малых размерах окна опрос вдоль линии луча осуще ствляется часто, поэтому увели чивается детальное разрешение, при высоких значениях за счет большей длительности каждого опроса частота снижается. При менее протяженном окне (частом опросе) цветовая картограмма Рис. 3.66. Цветовое кодирование при различных уровнях мощности на передаче.

мелкозерниста, при более протя А. Мощность 50 мВт/см2. Б. Мощность 800 мВт/см2.

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Рис. 3.67. Цветовое кодирование при различных уровнях усиления на приеме.

А. Низкий уровень. Б. Оптимальный уровень (качественная картограмма, отсутствие артефактов). В. Высокий уровень (мно жественные цветовые артефакты по типу «вспышек»).

женном - крупнозерниста (вплоть до цветовых «мазков») (рис. 3.69).

Логарифмическая компрессия (только в режиме энергетического цветового кодирования) имеет те же функции, что для В-режима (изменяя динамический диапазон), и более значима для энергетического цвето вого кодирования (рис. 3.70).

Постобработка состоит в из менении цветовых шкал. В отли Рис. 3.68. Различные уровни предобработки сигнала в цветовом допплеровском чие от таковой при серошкальном режиме.

сканировании, постобработка в А. Уровень обеспечивающий большую густоту линий. Б. Уровень с меньшей гус цветовом допплеровском режиме тотой линий.

состоит в изменении соответ ствия динамического диапазона (интервала анализируемых ин тенсивностей допплеровских сиг налов) различным цветам, а не интенсивности свечения одного цвета. Шкалы подбираются таким образом, чтобы в одних интенсив ности допплеровских сигналов распределялись равномерно по радужному переливу, в других яр кими цветами подчеркивались высокие интенсивности (скорос ти), в третьих - низкие. Кроме Рис. 3.69. Размер окна опроса (gate) в цветовом допплеровском режиме.

того, могут применяться «вычита- А. Низкое значение gate: частый опрос вдоль линии луча, большая детализация потоков. Б. Высокое значение gate: менее частый опрос вдоль линии луча боль ния» различных участков шкалы шого размера окнами: слабая детализация потоков.

(кодирующих различные скорос ти) с использованием другого цвета. Уровень постобработки, как правило, заложен в програм мах применения, но может быть произвольно изменен вручную (рис. 3.71).

Для режима конвергентного цветового кодирования актуальной является функция баланса, которая регулирует соотношение степени кодирования по скорости и «энер гии». Крайними положениями дан ной функции являются чисто скоро Рис. 3.70. Логарифмическое сжатие (динамический диапазон) в режиме энерге стное цветовое допплеровское ко тического цветового кодирования.

дирование или чисто энергетичес А. Динамический диапазон 20 дБ: кодируются в основном наибольшие по интен кое допплеровское кодирование сивности потоки. Б. Динамический диапазон 40 дБ: кодируются, помимо высоко (рис. 3.72). интенсивных, средне- и низкоинтенсивные потоки (более темные цвета).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ ют на уровне изучаемого потока или глубже (рис. 3.73). Положение допплеровского луча может быть изменено как с помощью прибора (перемещение линии сканирова ния), так и вручную (изменение по ложения датчика).

Размер окна опроса может быть произвольно изменен. Для исследо вания магистральных сосудов вели чина окна опроса должна составлять не менее 2/3 диаметра просвета, что обеспечивает анализ основных со ставляющих потока. При сканирова нии абдоминальных сосудов (чрев ный ствол и его ветви, почечные ар терии, печеночные вены), интракра ниальных сосудов размер окна дол жен приблизительно соответство вать диаметрам изучаемых сосудов.

К расширению окна опроса можно прибегать в случае поискового ис следования (при пролонгированных критических стенозах, поиске сосу дов малого диаметра и т. п.). Окна опроса малых размеров использу ются при изучении компонентов по тока, а также в целях уменьшения ко личества шумов (рис. 3.74).

Допплеровский угол, как сле дует из уравнения для расчета ве личины допплеровского сдвига ча стот (3.13), играет основную роль в определении линейных характери Рис. 3.71. Различные виды постобработки в режиме цветового кодирования.

стик потока. Существуют два спосо А. Регулярная цветовая шкала. Б. Шкала с расширенным кодированием низко- и ба коррекции угла: аппаратный и среднескоростных потоков. В. Шкала с выделением интенсивности потоков. Г. Мо ручной. Аппаратный способ состо нохромная двунаправленная шкала с «отсечением» высокоскоростных потоков, направленных к датчику. Д. Регулярная шкала с отсечением низкоскоростных по- ит в совмещении оси электронного токов, направленных к датчику. Е. Регулярная с отсечением высоко- и среднеско- маркера направления метки конт ростных потоков, направленных к датчику.

рольного объема с осью исследуе мого потока (рис. 3.75). Изменения положения электронного маркера приводят к автома Все методы оптимизации цветового доппле тической коррекции значений шкалы. При линейном ровского режима, кроме постобработки, могут ис сканировании с целью коррекции угла можно изме пользоваться только в режиме реального времени, нить его направление за счет вариантных карт (ана т. е. в процессе сканирования. Постобработку мож логично цветовому режиму). Если все эти меры недо но выполнять отсрочено - после попадания изобра статочны (величина угла более 60°, например, при па жения в экранную память.

раллельном линии апертуры расположении потока), Оптимизация изображения в спектральном допплеровском режиме (PW-, CW-режимы) [17] Основными методами, позволяющими полу чить корректный допплеровский спектр, макси мально полно отражающий характеристики изуча емого потока, являются положение допплеровско го луча, положение окна опроса (точки фокусиров ки допплеровского луча для CW-режима), размер окна опроса, коррекция допплеровского угла, мас штаб, базовая линия, мощность на передаче, уси ление, логарифмическое сжатие, уровень фильт ра, постобработка.

Положение допплеровского луча и окна опроса должно соответствовать локализации изучаемого сосуда (его просвета). Точку фокусировки в посто- Рис. 3.72. Функция баланс (balance) в конвергентном цве янно-волновом допплеровском режиме устанавлива- товом допплеровском кодировании (объяснение в тексте).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Рис. 3.73. Точка фокусировки луча в Рис. 3.74. Размер окна опроса в спектральном допплеровском режиме.

CW-режиме (указана стрелкой). А. Нормальный (качественный допплеровский спектр). Б. Слишком большой (по явление артефактов).

необходимо изменить положение датчика;

в противном случае получа емый допплеровский спектр не под лежит дальнейшему анализу (реаль ны только визуальная оценка и полу чение приблизительных значений допплеровских индексов, мало за висящих от угла).

Масштаб (величина шкалы), ус танавливаемый в спектральном доп плеровском режиме, должен вклю чать все значения скоростей частиц, Рис. 3.75. Электронная коррекция допплеровского угла.

проходящих через метку конт А. Угол электронного маркера корректный, отражает истинную величину доппле рольного объема (окно опроса). При ровского угла (между вектором скорости V внутрипросветного потока и направ чрезмерно высоком уровне шкалы лением ультразвукового луча, USB), корректное представление скоростей пото ка. Б. Угол электронного маркера некорректный, не отражает истинную величину получаемый допплеровский спектр допплеровского угла, представление скоростей некорректное, измерения их не представляется корректно, однако возможны.

его анализ затруднен, в связи с чем желательно использовать такие зна чения, при которых спектр занимает большую часть поля (рис. 3.76). Ус тановление масштаба на уровне ниже максимальных значений ана лизируемых скоростей движения от ражателей приводит к превышению предела Найквиста и возникнове нию спектрального aliasing-эффекта (единичного при незначительном превышении и множественного при существенном) (рис. 3.77).

Рис. 3.76. Установка уровня шкалы.

Базовая линия, как и в цветовом А. Оптимальная (спектр отражен полностью, занимает все поле, отсутствуют доп допплеровском режиме, является плеровские артефакты, удобно проводить анализ). Б. Слишком высокое значе средним положением, на уровне ко- ние (спектр отражен полностью, занимает лишь малую часть поля, артефактов торого значение скорости кровото- не регистрируется, анализ неудобен).

Рис. 3.77. Aliasing-эффект в спектраль- Рис. 3.78. Положение базовой линии.

ном допплеровском режиме (низкое А. Крайнее положение при спектральной оценке однонаправленного потока.

значение установленной шкалы). Б. Положение при спектральной оценке разнонаправленного потока (двунаправ ленная шкала оценки скорости).

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ ка (или допплеровского сдвига час тот) равно 0. Положение базовой линии определяется наличием в ана лизируемом спектре разнонаправ ленных потоков: если имеется одно направленный поток, то положение базовой линии целесообразно уста навливать как крайнее (верхнее или нижнее), при этом шкала становит ся фактически однонаправленной;

если имеются разнонаправленные потоки, положение определяет соот- Рис. 3.79. Оценка направления потока (инверсия шкалы).

А. Нормальная шкала (направление потока «отдатчика»), Б. Инверсия шкалы (мар ношение максимальных скоростей кировка «Inverted» - направление потока «отдатчика»).

(рис. 3.78). Изменение положения базовой линии может являться при чиной спектрального aliasing-эффекта, в то же время потоков (за счет увеличения амплитуд посылаемых корректировка данного положения способствует его ультразвуковых сигналов и принимаемых эхо). К уве преодолению.

Pages:     | 1 || 3 | 4 |   ...   | 9 |



© 2011 www.dissers.ru - «Бесплатная электронная библиотека»

Материалы этого сайта размещены для ознакомления, все права принадлежат их авторам.
Если Вы не согласны с тем, что Ваш материал размещён на этом сайте, пожалуйста, напишите нам, мы в течении 1-2 рабочих дней удалим его.