WWW.DISSERS.RU

БЕСПЛАТНАЯ ЭЛЕКТРОННАЯ БИБЛИОТЕКА

   Добро пожаловать!

1 ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ.

ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ В.Г. Лелюк, С.Э. Лелюк В.Г. Лелюк, С.Э. Лелюк В.Г. Лелюк, С.Э. Лелюк В.Г. Лелюк, С.Э. Лелюк В.Г. Лелюк, С.Э. Лелюк ЭФФЕКТ ДОППЛЕРА. ДОППЛЕРОВСКИЙ СПЕКТР.

ЦВЕТОВОЕ КОДИРОВАНИЕ Эффект Допплера (открытый Кристи Из этого уравнения следует уравнение аном Допплером в 1842 г. для света) зак (1.2), в соответствии с которым скорость лючается в изменении частоты ультразву движения отражателя прямо пропорцио кового сигнала при отражении от движу нальна произведению величины доппле щихся предметов по сравнению с перво ровского сдвига частот и скорости распро начальной частотой посланного сигнала странения ультразвука в среде и обратно (допплеровский сдвиг частот) (рис. 1.1). пропорциональна двойному произведе Если принять, что генератор ультразвуко нию исходной частоты излучения и коси вых волн и их детектор (датчик) неподвиж нуса угла :

ны (а именно так и бывает при ультразву ковых исследованиях), то частота отра (1.2).

женной движущимся объектом ультразву ковой волны увеличивается при прибли жении отражателя к датчику и уменьша ется при отдалении от него (рис. 1.2). Доп плеровский сдвиг частот ( f) зависит от скорости движения ( ) отражателя (эле ментов крови, прежде всего эритроцитов), угла между вектором скорости отражате ля и вектором ультразвукового луча ( ), скорости распространения звука в среде (с) и первичной частоты излучения (f0).

Данная зависимость описывается доппле Рис. 1.1. Эффект Допплера. f0 – частота излучаемо ровским уравнением [1, 2–10].

го, f1 – отраженного ультразвукового сигнала;

V – скорость движения частиц в просвете сосуда;

– (1.1). угол между вектором скорости потока крови и на правлением распространения ультразвукового луча.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава дующим образом (рис. 1.3). Переданный а и принятый (отраженный) сигналы скла дываются, при этом происходит так назы ваемая модуляция (по частоте и амплиту де, т.к. частоты и амплитуды складывае мых колебаний в каждый момент времени б отличны). Результатом модуляции являет ся новая по амплитудам и частотам волна.

Следующим этапом является обратный процесс – демодуляции, т.е. разложения, в результате чего и выделяется собственно допплеровский сигнал, представляющий собой колебания, состоящие из доппле Рис. 1.2. Изменение частоты отраженного сигнала в ровских сдвигов частот в каждый момент зависимости от направления движения отражателя.

времени. Допплеровский сигнал в даль f0 – исходная частота ультразвукового излучения, f1 – частота отраженного эхосигнала, f – допплеровс нейшем подвергается компьютерному кий сдвиг частот. а – движение «к датчику» (частота анализу [1, 11, 12].

увеличивается);

б – движение «от датчика» (частота Величина вычисляемой скорости дви уменьшается).

жения отражателя является уголзависимой (что следует из допплеровского уравне Следует отметить, что прибор регист рирует только допплеровский сдвиг частот % ошибки (в килогерцах – кГц), значения же скоро измерения сти вычисляются по допплеровскому урав скорости нению (1.1), при этом скорость распрост 125% ранения звука в среде принимается как 100% постоянная и равная 1540 м/с, а исходная частота излучения соответствует средней 75% частоте датчика [1, 3, 9].

Приборная обработка отраженного 50% эхосигнала и выделение собственно доп плеровского сдвига частот проводятся сле 25% Угол, Переданный сигнал 00 300 600 (f0) Рис. 1.4. Зависимость ошибки измерения скорости Полученный от величины допплеровского угла.

сигнал (f1) Преобразуемая часть сигнала f0-f Интенсивность Амплитуда Амплитудная и частотная модуляция Преобразование Фурье Демодуляция Время Частота f0-f Единицы времени ИСХОДНЫЙ ДОППЛЕРОВСКИЙ СИГНАЛ РЕЗУЛЬТАТ ПРЕОБРАЗОВАНИЯ Допплеровский сигнал Рис. 1.3. Принципы выделения допплеровского сиг Рис. 1.5. Преобразование допплеровского сигнала нала. (объяснение в тексте).

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ ния). При значениях величины допплеровского угла от 0° до 60° ошибка измерения скорос ти невелика, при углах больше 60° она резко возрастает (рис.

1.4). Из сказанного ясно, что измеренная величина скорос ти близка к истинной только при коррекции допплеровско го угла.

Основным способом ото бражения допплеровского сиг нала (весьма разнородного по амплитудному и частотному составу) является допплеровс кий спектр – результат выделе ния интенсивности колебаний в зависимости от их частоты посредством быстрого преоб а б разования Фурье (рис. 1.5). Уп Рис. 1.7. Структура допплеровского спектра. а – серошкальное рощенно процесс выглядит представление (обычный размер, увеличение фрагмента в 160 раз) как быстрый «подсчет колеба – интенсивность определяется яркостью свечения пикселя;

б – ний» с разными частотами в цветное представление (обычный размер, увеличение фрагмента в каждый момент времени, что в 160 раз) – интенсивность определяется цветом пикселя.

дальнейшем служит основой для превращения отдельных фрагментов плеровский сдвиг частоты) [13–15]. То же получаемой кривой в светящиеся с различ относится к окрашиванию светящихся то ной интенсивностью (или окрашенные чек дисплея (пикселей) (рис. 1.7).

разными цветами) точки на экране, при Огибающая допплеровского спектра временной развертке формирующие доп называется допплеровской кривой (рис.

плеровский спектр (рис. 1.6). Таким обра 1.8). Некоторые приборы, используемые зом, интенсивность (яркость) свечения для допплерографических исследований, точек в спектре соответствует «количеству» регистрируют только допплеровскую кри частиц, движущихся с определенной ско вую, в абсолютном же большинстве сис ростью (или дающих определенный доп тем возможно получение допплеровского Частота ~ скорость Скорость Скорость Допплеровская кривая Допплеровский Допплеровский Интенсивность спектр спектр Время Время Рис. 1.6. Формирование допплеровского спектра Рис. 1.8. Допплеровский спектр и допплеровская (объяснение в тексте). кривая.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава Время Время спектра и допплеровской кривой – вмес Допплеровский сигнал – те или раздельно [7].

комбинация различных частот По типу излучаемого сигнала выделя Недостаточная частота опроса (PRF) приводит к анализу только ют два принципиально различающихся низкочастотных колебаний допплеровских режима – постоянно вол новой (continuous wave, CW) и импульс Адекватная частота опроса (PFR) – полная информация ный (pulse wave, PW) [1, 8, 11, 13].

Рис. 1.11. Частота опроса допплеровского сигнала (объяснение в тексте).

Постоянная передача Пьезоэлементы ко режим имеет и существенный недоста УЗ луч ток, заключающийся в отсутствии диффе Постоянный прием Линия сканирования ренцировки сигнала по глубине сканиро вания. Иными словами, допплеровские Рис. 1.9. Постоянно волновое допплеровское ска сдвиги не будут учитываться, что чревато нирование.

утратой важной информации. Частота оп роса прибором равна частоте повторения В режиме постоянно волнового скани импульсов (PRF). Ограничения для дан рования излучателем и приемником (де ной частоты вытекают из теоремы Найк тектором) ультразвуковых колебаний яв виста, согласно которой PRF должен быть ляются два пьезокристалла (рис. 1.9), один больше удвоенной величины допплеров из которых непрерывно передает ультра ского сдвига частот [12, 13, 16]:

звуковые колебания, второй детектирует отраженные эхосигналы. В связи с непре (1.3).

рывностью излучения и восприятия доп плеровского сигнала для данного режима не существует ограничений по величине Величина PRF, равная удвоенной вели скорости отражателя, которая может быть чине допплеровского сдвига частот, назы зафиксирована. Данное обстоятельство вается пределом Найквиста;

превышение делает режим весьма ценным при иссле его влечет за собой возникновение аliasing довании высокоскоростных потоков в об эффекта, когда часть сигнала, не попавшая ласти стенозов артерий, артерио венозных в окно приема, оказывается в следующем шунтов, а также в полостях сердца. Одна (простой аliasing эффект) или нескольких ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ИМПУЛЬСЫ ПЕРЕДАТЧИКА Прием ЧПИ f Длительность Время ожидания импульса КОЛЕБАНИЯ ПОВЕРХНОСТИ Передача ПЬЕЗОЭЛЕМЕНТА Рис. 1.10. Импульсный допплеровский режим Рис. 1.12. Импульсный допплеровский режим.

(объяснение в тексте). Принципы получения информации из окна опроса.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ следующих (множественный аliasing эф плеровской кривой, возможно получение фект) [1, 17–20]. цветовых картограмм. Режим, позволяю При импульсном сканировании анали щий осуществлять данный вид обработки, зируется информация, получаемая из ин получил название «цветовое допплеровс тересующей исследователя области (окна кое кодирование». Результатом его явля опроса). Нетрудно рассчитать, сколько ется получение плоскостного (двухмерно времени необходимо ждать импульсы, го) распределения допплеровского сдвига отраженные от наиболее близкой (t1) и от частот в зоне опроса. В настоящее время даленной от датчика (t2) точек окна опроса существует четыре основных вида цвето (рис. 1.12). Разница данных временных ин вого допплеровского кодирования (ЦДК);

тервалов (t2 t1) равна необходимой длитель ЦДК допплеровского сдвига частот (ско ности открытия датчика для приема. Рас рости);

ЦДК «энергии» допплеровского стояние до ближайшей точки окна опроса спектра;

конвергентное ЦДК;

ЦДК дви (D` ) равно половине (так как волна прохо жения тканей. В гинекологии широко дит удвоенный путь – от датчика до отра применяются все виды ЦДК, кроме ЦДК жателя и обратно) произведения скорости движения тканей (которое играет суще распространения ультразвука в среде (с) и ственную роль при допплерэхокардиогра времени t1, до дальней точки (D) – полови фических исследованиях).

не произведения скорости распространения Цветовое кодирование допплеровско ультразвука в среде (с) и времени t2: го сдвига частот [13, 18–23] (или скорос ти) (color doppler velocity, CDV) осуществ ляется следующим образом (рис. 1.13). В (1.4).

процессе преобразования Фурье (см. рис.

1.5) допплеровский сигнал раскладывает ся по интенсивности в зависимости от ча (1.5).

стоты (скорости). Получаемая кривая от Очевидно, что частота повторения им ражает профиль скоростей потока отража пульсов не может превышать величины от телей, проходящего через метку конт ношения скорости распространения к удво рольного объема в каждый момент време енному значению максимальной глубины: ни. Эта зависимость может быть представ лена в виде допплеровского спектра (см.

рис. 1.6). При ЦДК скорости кривая зави (1.6).

симости интенсивность – частота (ско Учитывая допплеровское уравнение рость) математически обрабатывается с (1.1) и ограничения для значений PRF выделением среднего для нее значения (1.3), можно вывести уравнение для рас скорости. Данное значение кодируется чета максимальной (возможной для вос определенным цветом. При этом экстра приятия прибором) скорости с данной глу поляция вычисленного значения осуще бины [13, 14]: ствляется на вертикальную двухцветную шкалу, состоящую из верхней и нижней частей (каждая из них обычно имеет соб (1.7).

ственный перелив цвета). Вне зависимос ти от цвета и его переливов, верхняя часть Таким образом, в импульсном доппле шкалы всегда кодирует сигналы от отража ровском режиме существует жесткое огра телей, движущихся по направлению «к ничение для измерения низких скоростей датчику», нижняя – движущихся «от дат на больших глубинах. чика» (следует иметь в виду, что шкалы Кроме отображения информации в могут быть инвертированы вручную). Со виде допплеровского спектра и/или доп ответственно, положительные значения НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава или (упрощенно) «количеством» движу щихся через метку контрольного объема Интенсивность отражателей;

в зависимости от интенсив ности потока кодируемое значение попа дает в определенную цветовую точку мо нохромной шкалы с горизонтальным пе реливом (обычно наиболее темный цвет Частота ~ скорость характеризует минимальную интенсив V mean ность движения, яркий – максимальную;

Рис. 1.13. Цветовое допплеровское кодирование ско при многоцветных переливах минималь рости (объяснение в тексте).

ное значение кодируется слева, макси вычисленной средней скорости попадают мальное – справа). Отсюда вытекает ряд в верхнюю часть шкалы, отрицательные – принципиальных положений, характери в нижнюю. Вертикальный перелив цвета зующих данный вид ЦДК. ЦДК «энергии» каждой из шкал позволяет кодировать чис допплеровского спектра отражает факт ловое значение скорости. Линия, разделяющая верхнюю и ниж нюю части цветовой шкалы, на зывается изолинией (соответ ствует нулевой скорости). Самая верхняя часть верхней шкалы и нижняя нижней – максимальные скорости, которые могут быть корректно кодированы (значения максимальных скоростей цвето вой шкалы могут быть произволь но изменены в зависимости от изучаемых потоков) (рис. 1.14).

Таким образом, цветовое кодиро вание позволяет получать инфор мацию о скорости и направлении движения частиц. Данный вид кодирования имеет выраженную зависимость от величины доппле ровского угла.

ЦДК «энергии» допплеровс кого спектра [13, 20, 24–33] (color doppler energy, CDE) кодирует не скорость, а величину площади под кривой интенсивность – ча стота (скорость) (рис. 1.15). В свя зи с этим наблюдается ряд осо бенностей. Во первых, значения площади не могут оказаться отри цательными, поэтому шкала мо ноцветная;

во вторых, величина площади не зависит от направле ния и скорости, а определяется Рис. 1.14. ЦДК скорости. Цветовая шкала. Кодирование пото уровнем интенсивности потока, ков с разными направлением и скоростью.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ скорости движения частиц, который коди руется прибором, т.е. чем ниже установ Интенсивность ленный скоростной уровень «энергетичес кой» шкалы, тем более менее скоростные потоки будут отражены в результирующей цветовой картограмме. Название данного Частота вида ЦДК сложилось исторически и, как «Энергия» допплеровского следует из описания принципов получе спектра ния изображения, мало отражает сущность технологии (речь идет об анализе не «энер Рис. 1.15. Цветовое допплеровское кодирование гии», а интенсивности потока), поэтому «энергии» (объяснение в тексте).

термин «энергия» заключен в кавычки. В Анализируемая дальнейшем, мы будем обозначать этот Спектры потоков крови часть спектра режим «энергетическое цветовое доппле Уровень «отсечения» шумов а ровское кодирование».

При сравнении технологий ЦДК ско рости и энергии необходимо выделить не Частота ~ скорость Средняя скорость Побочные шумы сколько ключевых моментов [1, 14, 21, 27].

1. Технология ЦДК «энергии» позволя Спектры потоков крови ет кодировать низкоскоростные потоки со Уровень «отсечения» значительно более высоким качеством шумов б (рис. 1.16). Это связано с разницей в ха Площадь под огибающими Частота ~ скорость Побочные CDV CDE низкоскоростных потоков больше, шумы чем под огибающими шумов Скорость Рис. 1.16. Кодирование низкоскоростных потоков.

а – ЦДК скорости (полная дискриминация низко скоростных потоков в связи со сходными значения Энергия ми их амплитуд и амплитуд шумов);

б – ЦДК «энер Интенсивность гии» (возможность выделения низкоскоростных по токов за счет значительного отличия площади под их Скорость Интенсивность огибающими от площади под огибающими шумов).

V mean Площадь наличия движения в данной области про Частота ~ скорость Частота ~ скорость странства и его интенсивность, информа ция о направлении и скорости при этом от Рис. 1.17. Конвергентное цветовое кодирование.

сутствует. Как и любая другая допплеров ская технология, ЦДК «энергии» доппле Скорость Скорость Скорость ровского спектра является уголзависимой, однако зависимость эта в связи с тем, что анализу подвергается не сдвиг частоты (скорость), а интенсивность, выражена значительно слабее, чем при других спо Энергия Энергия Энергия собах обработки допплеровского сигнала.

В общем случае «энергетическая» шкала не имеет скоростных детерминант, одна ко в некоторых современных системах ПОРОГОВАЯ НАПРАВЛЕННАЯ КОНТУРНАЯ данный вид шкалы также градуируется КАРТА КАРТА КАРТА значением скорости. Смысл этих значений Рис. 1.18. Цветовые карты конвергентного ЦДК.

сводится к тому минимальному уровню НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ Интенсивность Интенсивность глава рактеристиках низкоскоростных потоков и разнонаправленных низкоскоростных по шумов. Низкоскоростные потоки, как и токов из близко расположенных сосудов, высокоскоростные, складываясь из боль чего не обеспечивает ЦДК скорости.

шого количества частиц, движущихся с раз 5. ЦДК скорости имеет существенные ной скоростью (и, соответственно дающих преимущества, обусловленные возможно различные по величине допплеровские стью получения информации о скорости сдвиги), при формировании кривой зависи и направлении потоков.

мости интенсивность – частота (скорость) Таким образом, обе технологии имеют характеризуются медленным нарастанием и свои достоинства и недостатки. На прак медленным снижением (во времени), что тике при проведении ангиологических ис придает кривой пологий вид. Шумы же за следований полезно применять как ЦДК счет значительно меньшего количества от скорости, так и энергетическое ЦДК.

ражателей, приблизительно одинаковых Перечисленные достоинства обеих тех по частотным характеристикам, формиру нологий объединены в «гибридном» вари ют кривую с быстрым временным подъе анте ЦДК –конвергентном [1, 14, 34]. При мом и спадом (остроконечные пики). При этом виде кодирования одновременно этом характеристики интенсивности шу анализируется как информация о средней мов и низкоскоростных потоков прибли скорости (и направлении), так и площадь зительно равны. В связи с этим в случае под кривой зависимости интенсивность – ЦДК скорости при отсечении шумов (а частота (скорость) (рис. 1.17). Принципи отсечение происходит по уровню их ин альная схема цветового кодирования, как тенсивности) отсекаются и низкоскорост видно из рис. 1.17, существенно не отли ные потоки. В случае же ЦДК «энергии» за чается от описанных для CDV и CDE. Воз счет того, что площадь под огибающими можность сочетания скоростного и «энер потоков превосходит площадь под огибаю гетического» ЦДК реализуется за счет при щими шумов, а отсечение происходит по менения «многопереливчатых» или ком величине площади, возможно информатив бинированных шкал. Выделяют порого ное цветовое отображение низкоскорост вую, направленную и контурную цветовые ных потоков. Это существенное преимуще карты (рис. 1.18). Основным достоин ство ЦДК «энергии», так как оно позволяет ством конвергентного ЦДК является воз качественно кодировать потоки, например можность сохранения информации о на в интракраниальных артериях, изучать правлении и скорости потока без дискри органное кровоснабжение и т.д. минации низкоскоростных потоков. Это 2. При «энергетическом» цветовом коди важно при исследовании сосудов, когда ровании отсутствует aliasing эффект, по сочетаются высокие и низкие скорости скольку принцип обработки допплеровско кровотока (бифуркаций крупных артерий, го сигнала не включает анализа скорости. крупных вен, органных сосудов и др.).

3. «Энергетическое» ЦДК позволяет Примеры цветового допплеровского ко кодировать потоки, перпендикулярные дирования скорости, «энергии» и конвер направлению распространения ультразву гентного ЦДК приведены на рис. 1.19, 1.20.

кового луча (ввиду малой зависимости от Компьютерная обработка цветовых угла). Строго говоря, и при ЦДК скорости картограмм позволяет выстраивать трех также возможно кодирование перпенди мерные изображения [35–37]. Идея трех кулярных потоков, что связано с нелиней мерной реконструкции существует давно, ными эффектами распространения ульт но ее техническая реализация была затруд развука, однако, качество кодирования нена необходимостью использования для при этом существенно ниже. этих целей направляющих штанг – специ 4. При «энергетическом» ЦДК возмож альных приспособлений, ориентирующих но информативное цветовое отображение плоскость сканирования в пространстве и НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ одновременно фиксирующих ее положе альной информации об органах и тканях, ние. Сложность и длительность проведе стенках сосудов, внутрипросветном содер ния подобных реконструкций, отсрочен жимом (рис. 1.22).

ность (работа вне режима реального вре М режим – одномерное сканирование мени) не позволяли применять методику (через одну линию сечения) с получением в повседневной клинической практике. развертки в реальном режиме времени – Современные технологические разработ используется для регистрации характерис ки вплотную приблизились к построению тик движущихся объектов. Применение трехмерных изображений в режиме реаль данного режима в гинекологии ограничено, ного времени, при этом не требуется спе поскольку изучаемые органы являются не циальных приспособлений. Однако каче подвижными структурами. Однако для кор ство подобных изображений, которые вос ректного измерения диаметра артерий и производят ультразвуковые системы, отно вен, а также регистрации движения стенок сительно невысоко (рис. 1.21), но активные (пульсация) некоторых сосудов может быть работы в данной области вселяют надежду использована комбинация В и М режима.

на появление в ближайшее время новых тех Наиболее активно такой режим использу нологий, которые позволят повысить каче ется при кардиологических исследованиях.

ство трехмерных сканограмм. Постоянно волновой допплеровский режим (CW), не имея ограничений по ско Режимы сканирования. В современной рости и глубине, одновременно лишенный ультразвуковой диагностике применяют пространственного разрешения, лежит в ся разные режимы сканирования. Прин основе метода ультразвуковой допплерог ципиально их можно разделить на две рафии. Двухэлементные допплеровские группы: с применением допплеровского датчики карандашного типа работают эффекта (постоянно волновой доппле обычно с частотой 2 МГц (для кардиоло ровский режим – CW режим;

импульсный гических исследований), 4 и 8 МГц (для ис допплеровский режим – PW режим;

ре следования периферических артерий и вен).

жим цветового допплеровского кодирова Результатом исследования при этом явля ния – CD режим;

дуплексные режимы, ются получение допплеровского спектра сочетающие один или два вида допплеров (рис. 1.23) и его последующий анализ.

ского режима с режимом двухмерной се Импульсный спектральный доппле рошкальной эхографии, B режимом) и без ровский режим (PW) также лежит в осно такового (собственно режим двухмерной ве ультразвуковой допплерографии, при серошкальной эхографии – B режим, ре этом получают допплеровский спектр (см.

жим одномерной временной развертки – рис. 1.23). Данный режим реализован в М режим). В последние годы все большее большинстве современных ультразвуко значение приобретают допплеровские ре вых систем, используемых для диагности жимы. ки в гинекологии.

При двухмерном серошкальном скани Режим цветового допплеровского ко ровании (В режим) получение ультразву дирования (CD) существовал как самосто кового изображения основано на эффек ятельный лишь в первых ультразвуковых те отражения ультразвука от границы раз сканерах. В настоящее время он находит дела сред. Приборно анализируемая амп применение в дуплексных системах.

литуда (а при когерентном формировании Дуплексное сканирование сочетает два изображения и фаза) отраженного эхосиг режима: двухмерную серошкальную эхог нала в процессе преобразования обуслов рафию и один из допплеровских режимов, ливает яркость свечения пикселя на экра из которых оба работают в реальном вре не монитора. Таким образом, В режим мени. Таким образом, имеется возмож является основным для получения визу ность визуализации структур (органов, НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава а б Рис. 1.19. Виды цветового кодирования. а – трубная беременность (цветовое кодирование допплеровского сдвига частот);

б – миома матки («энергетическое» цветовое кодирование).

Рис. 1.20. Маточная артерия (конвергентное цвето Рис. 1.21. Трехмерная реконструкция сосудов мио вое кодирование).

матозного узла («энергетическое» цветовое кодиро вание).

тканей, сосудов) с одновременным полу допплеровском сдвиге частот (спектраль чением цветовой картораммы или доппле ный допплер), а также пространственном ровского спектра (рис. 1.24). Существует его распределении (цветовое кодирова также режим триплексного сканирования, ние). Поэтому все эти импульсы посыла в котором одновременно работают, поми ются последовательно, соответственно, мо серошкальной эхографии, два доппле последовательно и принимаются. Если ровских режима (цветовой и спектраль учесть существующие для каждого вида ный). Такое сочетание называют триплек излучения приема ограничения, стано сным сканированием. Работа дуплексно вятся понятным и задержка работы сис го и триплексного режимов гораздо темы и снижение качества изображений.

сложнее, чем каждого из них в отдельнос Следствием этого является временная ти. Принципиально важно, что чем боль «заморозка» (выключение) работы одно ше режимов задействовано, тем ниже ка го из действующих режимов для повыше чество изображения каждого из них. Это ния качества изображения второго. Так, связано с тем, что ультразвуковой датчик для регистрации качественного доппле не может одновременно посылать импуль ровского спектра работу В режима и CD сы для получения информации о структу режима чаще всего приостанавливают ре ткани (серошкальное сканирование), (функция update). При этом работает НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ рамма фиксируются и оста ются неизменными.

Терминологически пра вильнее обозначать дуплекс ные режимы в соответствии с наименованием их компонен тов, например «сонография с цветовым кодированием» или Рис. 1.22. Вены маточно прямо Рис. 1.23. Допплеровский спектр «сонография с цветовым ко кишечного сплетения (стрелки).

потока в маточной артерии.

дированием и спектральным В режим.

допплеровским анализом».

Однако в литературе все эти только импульсный допплеровский ре названия чаще всего объединяются терми жим, а изображение и цветовая картог ном «дуплексное сканирование».

МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ Оптимизация изображения в режиме ресующие области (рис. 1.25). Удобно так цветового допплеровского кодирования (CD же одновременно использовать функцию режим) [1, 14, 21]. Пространственное рас увеличения зоны интереса: при этом уве пределение в цвете допплеровских сдвигов личивается частота кадров и густота линий, частот (в различных вариантах) дает важ что повышает качество изображения.

ную информацию о состоянии сосудисто Положение зоны цветового опроса за го русла. Для повышения качества изобра висит от размеров и расположения объек жения можно изменить размер, положе та. При прочих равных условиях и при ние и направление лучей зоны опроса, адекватности размеров окна более каче уровень шкалы, базовую линию, мощ ственно кодируются зоны в центральной ность на передаче, фокусировку на пере области озвучиваемого поля.

даче, усиление на приеме, уровень фильт Направление лучей не может быть из ра, предобработку, усреднение, размер менено при использовании конвексного, окна опроса, постобработку. секторного и векторного сканирования.

Размер зоны опроса (площадь части При исследовании линейным датчиком за пространства, из которой анализируются счет наличия вариантных карт можно про допплеровские сдвиги частот) должен извольно менять угол распространения строго соответствовать интересующей об ультразвуковых допплеровских волн. Спо ласти. При немотивированном увеличе соб изменения зависит от направления нии зоны опроса уменьшается количество потоков. В связи с тем что цветовое коди лучей на единицу площади и, кроме того, снижается частота кадров. Поэтому оптимален следующий принцип проведения ис следования: сначала осуще ствляется обзорное скани а б рование с широким полем цветового опроса, после Рис. 1.24. Внутренняя подвздошная вена. а – внутренняя подвздошная чего зона сужается и малым вена (трансвагинальное исследование, цветовое кодирование скорос окном инсонируются инте ти);

б – кровоток во внутренней подвздошной вене.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава а б Рис. 1.25. Трансвагинальное дуплексное сканирование с «энергетическим» цветовым кодированием. а – цве товая картограмма сосудов матки (обзорное сканирование с широким окном опроса);

б – цветовая карто грамма сосудов эндометрия (прицельное сканирование с увеличением и малым окном опроса).

рование является уголзависимой величи выше значения установленной шкалы, ной, следует стремиться к уменьшению тем выше частота повторения импульсов.

угла между вектором скорости потока и На экране значения шкалы отражаются направлением ультразвуковых лучей (рис. обычно в значениях скорости кровотока 1.26). В случаях, когда применение вари (в см/с). Уровень шкалы адекватен, если все антных карт затруднено или малорезуль скоростные параметры укладываются в ус тативно (строго параллельное поверхнос тановленный диапазон. Когда значения ти датчика положение сосуда, когда доп анализируемых скоростей превышают ус плеровский угол составляет около 90°), тановленные рамки (или частота повторе либо при конвексном, векторном или сек ния импульсов меньше удвоенного значе торном сканировании возможна коррек ния допплеровского сдвига частоты), воз ция направления ультразвуковых лучей никает цветовой aliasing эффект [38]. Если путем изменения расположения датчика и отражатель движется «к датчику» и его ско плоскости сканирования (рис. 1.27). Наи рость превышает установленное макси более высоко качество цветового кодиро мальное значение верхней шкалы, данный вания, когда допплеровский угол меньше допплеровский сигнал будет закодирован 60°, к чему и следует стремиться всеми из цветом из области максимальных величин ложенными выше способами. нижней шкалы. При движении «от датчи Уровень шкалы отражает частоту по ка» значения скоростей, не укладывающи вторения импульсов (уравнение 1.3): чем еся в максимально установленный уровень нижней шкалы, будут коди роваться цветом, соответ ствующим максимальным значениям верхней шкалы.

Следовательно, шкалу мож но представить в виде замк нутого кольца (рис. 1.28).

Иногда (при неудовлетвори тельном качестве серош а б кальной визуализации стен ки сосуда или ее отсутствии Рис. 1.26. Вариантные карты при линейном сканировании. а, б – раз для сосудов малого диаметра личные положения вариантных карт (допплеровский угол в обоих случаях не превышает 90°).

либо залегающих в трудных НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ скорости от 0 до 20 см/с объектов, движущихся «к датчику», цветом нижней шкалы – те же скорости объектов, но движущихся «от датчика» (весь диапазон ско а б ростей, кодируемый цветом, Рис. 1.27. Изменение допплеровского угла посредством перемены равен 40 см/с). Смещая базо положения датчика. а – сканирование аорты (угол около 85°), каче вую линию вниз на 10 см/с, ство цветовой картограммы низкое;

б – сканирование аорты после получим увеличение верхней перемены положения датчика (угол около 60°), высокое качество цве шкалы (максимальное значе тового кодирования.

ние будет равно 30 см/с) и уменьшение нижней (макси. мальное значение будет рав но 10 см/с), но суммарный диапазон останется неизмен ным – 40 см/с. Неадекватное изменение базовой линии может привести к возникно.10 вению цветового aliasing эф фекта (за счет непопадания высоких скоростей частиц, Рис. 1.28. Aliasing эффект в цветовом допплеровском режиме (объяс движущихся в одном из на нение в тексте).

правлений, в измененный скоростной диапазон соответствующей для визуализации зонах) приходится при шкалы) (рис. 1.30). Изменение положения бегать к искусственному созданию базовой линии может быть использовано aliasing эффекта для изучения сосудистой также с целью устранения aliasing эффек геометрии и правильной постановки мет та при кодировании высокоскоростных ки контрольного объема спектрального потоков, когда скорость превышает мак допплеровского режима.

симально возможные для кодирования Базовой в цветовом допплеровском ре значения шкал на данной глубине в связи жиме является линия, разделяющая верх нюю и нижнюю цветовые шкалы. По сути базовая линия соответствует 0, т.е. означа ет отсутствие кодирования. Смещение ба зовой линии оправдано в ситуациях, ког да имеются разнонаправленные потоки и скорость одного из них значительно пре вышает скорость второго, т.е. для одной из шкал (верхней или нижней) требуются большие значения, чем для второй. Сме щение базовой линии позволяет исклю чить «ненужную» область диапазона ско ростей одной из шкал, но суммарный ди а апазон при этом не изменяется (рис. 1.29). б в Например, исходно установленные значе Рис. 1.29. Изменения положения базовой линии ния шкал равны 20 см/с. При срединном (объяснение в тексте). а – срединное положение;

б – положении базовой линии это означает, повышение уровня;

в – снижение положения базо вой линии.

что цветом верхней шкалы кодируются НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава а б в г Рис. 1.30. Изменение уровня шкалы (масштаба) при исследовании сосудов матки в режиме цветового коди рования. а – шкала 1,5 см/с;

б – шкала 6 см/с;

в – шкала 12 см/с;

г – 24 см/с.

с описанными ограничениями отражения ствует движение, либо имеется слой час высоких скоростей на больших глубинах тиц, движущихся с минимальными скоро для импульсного допплеровского режима стями и в различных направлениях, что (уравнение 1.7). имеет следствием отсутствие их цветового С наличием базовой линии связана воз кодирования – возникновение черной можность дифференцировки различных «прослойки» в структуре результирующе цветовых феноменов. Так, aliasing эффект го паттерна турбулентного потока.

отличается по характеристикам цветового Мощность на передаче выполняет те же паттерна от цветового отображения турбу функции, что и в режиме серошкального лентных (разнонаправленных) потоков – сканирования. При увеличении мощности имеется разница в переходе цветов верх увеличивается амплитуда передаваемого и ней и нижней шкал. Если при aliasing эф соответственно отраженного сигналов. По фекте цвет максимальных значений одной вышение мощности излучения улучшает шкалы переходит в цвет максимальных качество цветового кодирования (рис. 1.32).

значений второй шкалы, то при турбулен При некоторых исследованиях (особенно в ции цвет минимального уровня скоростей акушерской практике) следует строго со одной шкалы через базовую линию, т.е. блюдать требования безопасности во избе черный цвет, переходит в цвет минималь жание нежелательных эффектов взаимо ного уровня скоростей другой шкалы (рис. действия ультразвука с тканями.

1.31). Во втором случае между разнонап Усиление на приеме, изменяя амплиту равленными потоками всегда либо отсут ду принятого эхосигнала, существенно НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ может привести к утрате важ ной информации (прежде всего о низко и среднеско ростных потоках).

С помощью предобработ ки в цветовом допплеровс ком режиме изменяется со а б отношение частоты кадров и густоты линий. С учетом Рис. 1.31.Отличия цветового aliasing эффекта от цветовой картограм мы турбулентного потока (объяснение в тексте). а – область каротид того, что густота линий опре ной бифуркации: цветовой aliasing эффект;

б – область каротидной деляет пространственное бифуркации: зона турбуленции.

разрешение, а частота кад ров – временное, оптималь ное соотношение их позволяет в зависи влияет на качество цветовой картограммы.

мости от целей исследования получить Чрезмерно высокий уровень усиления цветовую картограмму высокого качества.

приводит к появлению цветовых артефак В гинекологии частота кадров не играет тов, которые в отличие от потоков крови определяющей роли, гораздо более значи равномерно распределяются по всему инсо мо пространственное разрешение, уровень нируемому полю, чрезмерно низкий – к постобработки при этом должен обеспечи полному отсутствию цветового прокраши вать максимальную густоту линий при вания или отсечению средне и низкоско средней частоте кадров. Этим условиям ростных потоков. Значение данной регули ровки необходимо подбирать в зависимости от особеннос тей кровотока в изучаемых сосудах. В гинекологии ис пользуются средние или вы сокие значения усиления на приеме (рис. 1.33).

Фокусировка на передаче позволяет изменить конфи гурацию несущего ультразву а б кового потока и сфокусиро вать основную энергию в Рис. 1.32. Цветовое кодирование матки при разных уровнях мощнос зоне интереса, что повыша ти на передаче (сосуды матки). а – мощность 50 мВт/см2;

б – мощ ет качество кодирования. На ность 500 мВт/см2.

практике удобно устанавли вать фокус глубже изучаемой области: при этом все зоны поверхностнее области фо кусировки озвучиваются лучше.

Уровень фильтра уста навливается таким образом, чтобы подавить возникаю щие шумы (цветовые арте а б факты), обусловленные дви жением тканей. Неверная Рис. 1.33. Цветовое кодирование матки при разных уровнях усиления на приеме (сосуды матки). а – низкий уровень;

б – высокий уровень.

установка уровня фильтра НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава соответствует высокий уро вень предобработки (рис.

1.34, а, б).

Усреднение позволяет сгладить цветовую картог рамму, сделать контуры ок рашивания более плавны а б ми, повысить интенсив ность цвета. Как и в В ре жиме, при цветовом коди ровании процесс усредне ния состоит в суммации не скольких последователь ных кадров в одном, т.е.

изображение на экране яв в г ляется результатом наложе Рис. 1.34. Разные уровни предобработки (а, б) и усреднения (в, г) в цве ния нескольких последова товом допплеровском режиме. а – уровень, обеспечивающий большую тельных срезов. При повы густоту линий;

б – уровень с меньшей густотой линий;

в – отсутствие шении уровня усреднения усреднения;

г – усреднение 5 кадров (5 в 1).

уменьшаются частота кад ров и зависящее от нее вре менное разрешение (рис.

1.34, в, г).

Размер окна опроса (gate) регулирует протяжен ность окон опроса вдоль ультразвукового луча. При малых размерах окна опрос вдоль линии луча осуществ а б ляется часто, поэтому уве Рис. 1.35. Размер окна опроса (gate) в цветовом допплеровском режиме.

личивается детальное раз а – низкое значение gate: частый опрос вдоль линии луча, большая дета решение, при высоких зна лизация потоков;

б – высокое значение gate: менее частый опрос вдоль чениях за счет большей дли линии луча большего размера окнами: слабая детализация потоков.

тельности каждого опроса частота снижается. При ме нее протяженном окне (ча стом опросе) цветовая кар тограмма мелкозерниста, при более протяженном – крупнозерниста (вплоть до цветовых «мазков») (рис.

1.35).

Логарифмическая комп рессия (только в режиме а б «энергетического» цветово Рис. 1.36. Логарифмическое сжатие (динамический диапазон) в режи го кодирования) имеет те же ме энергетического цветового кодирования. а – динамический диапа функции, что для В режима зон 20 ДБ: кодируются в основном наибольшие по интенсивности пото (изменяя динамический ки;

б – динамический диапазон 40 дБ: кодируются, помимо высокоин тенсивных, средне и низкоинтенсивные потоки (более темные цвета). диапазон), и более значима НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ а б в г д е ж з Рис. 1.37. Разные виды постобработки в режиме цветового кодирования. а–г – виды постобработки при цветовом кодировании допплеровского сдвига частот;

д–з – различные виды постобработки при энергетическом цветовом кодировании допплеровского сдвига частот.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава только в режиме реального времени, т.е. в процессе сканирования. Постобработку можно выполнять отсроченно, т.е. после попадания изображения в экранную па мять.

Оптимизация изображения в спектраль ном допплеровском режиме (PW, CW режи мы) [1, 14]. Основными методами, позво ляющими получить корректный доппле ровский спектр, максимально полно отра Рис. 1.38. Функция баланса (balance) в конвергент жающий характеристики изучаемого ном цветовом допплеровском кодировании (объяс потока, являются положение допплеровс нение в тексте).

кого луча, положение окна опроса (точки фокусировки допплеровского луча для CW для «энергетического» цветового кодиро режима), размер окна опроса, коррекция вания (рис. 1.36).

допплеровского угла, масштаб, базовая ли Постобработка состоит в изменении ния, мощность на передаче, усиление, ло цветовых шкал. В отличие от таковой при гарифмическое сжатие, уровень фильтра, серошкальном сканировании, постобра постобработка.

ботка в цветовом допплеровском режиме Положение допплеровского луча и окна состоит в изменении соответствия динами опроса должно соответствовать локализа ческого диапазона (интервала анализируе ции изучаемого сосуда (его просвета). Точ мых интенсивностей допплеровских сигна ку фокусировки в постоянно волновом лов) различным цветам, а не интенсивнос допплеровском режиме устанавливают на ти свечения одного цвета. Шкалы подбира уровне изучаемого потока или глубже. По ются таким образом, чтобы в одних ложение допплеровского луча может быть интенсивности допплеровских сигналов изменено как с помощью прибора (переме распределялись равномерно по радужному щение линии сканирования), так и вручную переливу, в других яркими цветами подчер (изменением положения датчика).

кивались высокие интенсивности (скорос Размер окна опроса может быть про ти), в третьих – низкие. Уровень постобра извольно изменен. Для исследования ма ботки, как правило, заложен в программах гистральных сосудов величина окна опро применения, но может быть произвольно са должна составлять не менее 2/3 диамет изменен вручную (рис. 1.37).

ра просвета, что обеспечивает условия для Для режима конвергентного цветового анализа основных составляющих потока.

кодирования актуальной является функция При сканировании внутриорганных сосу баланса, которая регулирует соотношение степени кодирования по ско рости и «энергии». Крайними положениями данной функ ции являются чисто скорост ное цветовое допплеровское кодирование или чисто энер гетическое допплеровское кодирование (рис. 1.38).

а б Все методы оптимизации цветового допплеровского Рис. 1.39. Размер окна опроса в спектральном допплеровском режи режима, кроме постобработ ме. а – нормальный (качественный допплеровский спектр);

б – слиш ки, могут использоваться ком большой (появление артефактов).

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ логично цветовому режиму).

Если все эти меры недоста точны (величина угла более 60°, например при парал лельном линии апертуры расположении потока), не обходимо изменить положе а б ние датчика;

в противном Рис. 1.40. Электронная коррекция допплеровского угла. а – угол элек случае получаемый доппле тронного маркера 60° (корректный), отражает истинную величину ровский спектр не подлежит допплеровского угла, соответствующее значение шкалы 0–100 см/с;

дальнейшему анализу (ре б – угол 20° (корректный), не отражает истинной величины доппле альны только визуальная ровского угла, соответствующее значение скорости 0–60 см/с.

оценка и получение прибли зительных значений допплеровских ин дов, просвет которых визуализировать не дексов, мало зависящих от угла).

возможно, размер окна должен приблизи Масштаб (величина шкалы), устанав тельно соответствовать диаметрам изуча ливаемый в спектральном допплеровском емых сосудов. К расширению окна опро режиме, должен включать все значения са можно прибегать в случае поискового скоростей частиц, проходящих через мет исследования (при пролонгированных ку контрольного объема (окно опроса).

критических стенозах, поиске сосудов ма При чрезмерно высоком уровне шкалы лого диаметра и т.п.). Окна опроса малых получаемый допплеровский спектр пред размеров используются при изучении ком ставляется корректно, однако его анализ понентов потока, а также в целях умень затруднен, в связи с чем желательно ис шения количества шумов (рис. 1.39).

пользовать такие значения, при которых Допплеровский угол, как следует из спектр занимает большую часть поля (рис.

уравнения 1.1 для расчета величины доп 1.41). Установление масштаба на уровне плеровского сдвига частот, играет основ ниже максимальных значений анализиру ною роль в определении линейных харак емых скоростей движения отражателей теристик потока. Существуют два способа приводит к превышению предела Найкви коррекции угла: аппаратный и ручной.

ста и возникновению спектрального Аппаратный способ состоит в совмещении aliasing эффекта (единичного при незна оси электронного маркера направления чительном превышении и множественно метки контрольного объема с осью иссле го при существенном) (рис. 1.42).

дуемого потока (рис. 1.40). Изменения по Базовая линия, как и в цветовом доп ложения электронного маркера приводят плеровском режиме, является средним по к автоматической коррекции значений ложением, на уровне которого значения шкалы. При линейном сканировании с це скорости кровотока (допплеровского лью коррекции угла можно изменить его сдвига частот) равно 0. Положение базо направление за счет вариантных карт (ана а б Рис. 1.41. Установка уровня шкалы. а – оптимальная (спектр отражен Рис. 1.42. Aliasing эффект в спект полностью, занимает все поле, отсутствуют допплеровские артефакты, ральном допплеровском режиме удобно проводить анализ);

б – слишком высокое значение (спектр от (низкое значение установленной ражен полностью, занимает лишь малую часть поля, артефактов не ре шкалы).

гистрируется, анализ неудобен).

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава ются разнонаправленные потоки, положение опреде ляет соотношение макси мальных скоростей (рис.

1.43). Изменение положе ния базовой линии может являться причиной спект рального aliasing эффекта, в а б то же время корректировка данного положения способ Рис. 1.43. Положение базовой линии. а – крайнее положение при спек ствует его преодолению.

тральной оценке однонаправленного потока;

б – положение при спек Направление потока, ко тральной оценке разнонаправленного потока (двунаправленная шка торый отражает допплеров ла оценки скорости).

ский спектр, обычно опре деляют так же, как и в режи ме цветового кодирования:

верхняя (над базовой лини ей) часть спектра характери зует движение «к датчику», нижняя (под изолинией) – «от датчика». В большинстве приборов ориентация ос а б новного потока происходит автоматически. Однако Рис. 1.44. Оценка направления потока (инверсия шкалы). а – нор шкала скоростей может быть мальная шкала (направление потока «от датчика»);

б – инверсия шка произвольно инвертирована, лы (маркировка «inverted») – направление потока «от датчика».

поэтому перед оценкой на вой линии определяется наличием в ана правления следует убедиться в отсутствии лизируемом спектре разнонаправленных маркировки «invert», высвечиваемой на эк потоков: в случае однонаправленного по ране, тогда часть спектра над изолинией со тока положение базовой линии целесооб ответствует направлению «от датчика», под разно устанавливать как крайнее (верхнее изолинией – «к датчику» (рис. 1.44).

или нижнее), при этом шкала становится Мощность на передаче влияет на отра фактически однонаправленной;

если име жение в спектре низко и в меньшей мере в а б Рис. 1.45. Допплеровский спектр при различных уровнях мощности при передаче. а – мощность 50 мВт/см – отражение только высокоинтенсивных потоков;

б – мощность 500 мВт/см2 – отражение высоко и средне интенсивных потоков (в гораздо меньшей степени низкоинтенсивных);

в – мощность 800 мВт/см2 – опти мальное отражение всех потоков.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ а в б Рис. 1.46. Допплеровский спектр при разных уровнях усиления на приеме. а – низкие значения – слпбое отражение допплеровского спектра;

б – средние значения – качественное отражение спектра;

в – высокие значения – множественные артефакты.

а б в Рис. 1.47. Логарифмическое сжатие (динамический диапазон). а, б, в – допплеровские спектры по мере умень шения динамического диапазона.

среднескоростных потоков (за счет увели тра, прежде всего исключая из него потоки чения амплитуд посылаемых ультразвуко низкой интенсивности (рис. 1.46).

вых сигналов и принимаемых эхо). К уве Логарифмическое сжатие регулирует личению мощности приходится прибегать значение динамического диапазона, отра для более качественного отображения жаемого в спектре. Увеличение логарифми спектра потоков из глубоко залегающих и ческого сжатия приводит к увеличению ди труднодоступных сосудов (интракрани намического диапазона и возрастанию в альные артерии, особенно вены, сосуды спектре низко и среднескоростных состав брюшной полости и забрюшинного про ляющих, причем при превышении некото странства у «сложных» пациентов и пр.) рого предела (когда анализу начинают под (рис. 1.45). Еще раз необходимо подчерк вергаться низкоинтенсивные сигналы), по нуть, что использование высоких уровней мимо допплеровского спектра, появляется мощности чревато опасностью возникно и побочный шум (также характеризующий вения эффектов взаимодействия ультра ся низкими интенсивностями колебаний).

звука с тканями. Снижение уровня логарифмического сжа Усиление позволяет изменить амплитуду тия приводит к исчезновению шума, одно принятого эхосигнала. Оптимальным являет временно из спектра вычитаются низкоско ся усиление, при котором отсутствуют спек ростные потоки (рис. 1.47). Сочетание шум/ тральные допплеровские артефакты (неиз низкоскоростные потоки должно быть по менно возникающие при превышении уров добрано оптимально. Это наиболее значи ня шума, равномерно покрывая все поле). мо при исследовании сосудов, с низкоин Недостаточный уровень усиления приводит тенсивными низкоскоростными потоками к снижению качества допплеровского спек (вены, мелкие артерии).

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава ствующих 256 оттенкам серо го цвета. Кривые постобра ботки отражают зависимость интенсивности свечения от скорости (допплеровского сдвига частоты). Примене ние различных видов постоб а б работки приводит к подчер киванию – увеличению ин тенсивности свечения пик селей, соответствующих од ним скоростным показате лям, и уменьшению соответ ствующих другим (рис. 1.49).

в г Для лучшего восприятия гла зом спектр вместо серош Рис. 1.48. Применение фильтра в спектральном допплеровском режиме.

кального представления мо а – минимальное;

б – низкое;

в – среднее;

г – высокое значение фильт жет быть окрашен с приме ра. а – г – заметно повышение уровня отсечения низких скоростей.

нением различных цветовых Уровень фильтра определяет уровень шкал. Удобнее всего шкалы, в которых име отсечения низкоскоростных потоков. Не ется не 256 оттенков одного цвета, а сочета обходимость в этом возникает, как уже го ние меньшего количества разных цветов ворилось выше, при схожести характерис (например, 15–20), когда средняя часть тик амплитуд (интенсивностей) низкоско шкалы представлена яркими цветами, а пе ростных потоков и шумов, появляющихся риферическая – более темными. Это позво вследствие множественного отражения ляет резко обозначить зону скоростей наи ультразвуковых лучей от движущихся тка большей интенсивности (с которыми дви ней, а также в результате взаимодействия от жется большее количество отражателей, раженных, преломленных и рассеянных сиг проходящих через метку контрольного налов. Чем выше уровень фильтра, тем выше объема), что удобно для быстрого визуаль уровень отсечения, т.е. с тем большими ско ного анализа спектральных характеристик ростями потоки удаляются (рис. 1.48). (рис. 1.50).

Постобработка допплеровского спектра В последние годы появились ультразву осуществляется аналогично таковой в В ковые сканеры, в которых реализован прин режиме. Спектр представляет собой множе цип цифровой обработки сигнала. По срав ство точек (пикселей экрана монитора) (см. нению с предыдущими поколениями ма рис. 1.7), в черно белом режиме соответ шин (аналоговых, аналогово цифровых) а в б Рис. 1.49. Постобработка в спектральном допплеровском режиме. а – регулярная кривая постобработки (рав номерно отражены все значения скоростей);

б – кривая со снижением вклада низких скоростей;

в – кривая со снижением вклада высоких скоростей.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ такие платформы обеспечи вают значительно более вы сокое качество изображения [39]. Следует заметить, что основные методы оптимиза ции изображения примени тельно к новому пулу машин практически не изменились.

а Заканчивая обзор воз б можностей оптимизации Рис. 1.50. Цветовое окрашивание спектра. а – серошкальное представ изображений в различных ре ление допплеровского спектра;

б – тот же спектр с применением фун жимах, необходимо сказать, кции цветового окрашивания.

что умелое пользование ши роким арсеналом регулировок, представ кающих ежедневно при проведении иссле ленных в современных ультразвуковых ска дований, практически исключает возмож нерах, является залогом получения макси ность разработки на современном уровне мально возможной диагностически значи развития техники абсолютно универсаль мой информации. Безусловно, гораздо про ных программ, не требующих коррекции.

ще и быстрее использовать предоставляе Поэтому мы предпочитаем широкое ис мые фирмами производителями програм пользование всех имеющихся способов ре мы применения, в которых большинство гулировки с опорой на базовые программы, регулировок уже установлены. Однако мно что, как показывает опыт, значительно улуч гообразие индивидуальных характеристик шает качество визуализации, и повышает пациентов и конкретных ситуаций, возни уровень диагностики.

а в б г д е Рис. 1.51. Допплеровские измерения для артерий с высоким и низким периферическим сопротивлением. а – измерения пиковой систолической и максимальной диастолической скоростей для артерий с низким пери ферическим сопротивлением;

б – измерения пиковой систолической и максимальной диастолической ско ростей для артерий с высоким периферическим сопротивлением;

в – измерение усредненной по времени максимальной скорости (обводка спектра и значение указаны стрелками) для артерий с низким перифери ческим сопротивлением;

г – измерение усредненной по времени максимальной скорости (обводка спектра и значение указаны стрелками) для артерий с высоким периферическим сопротивлением;

д – измерение усредненной по времени средней скорости (значение указано стрелкой) для артерий с низким периферичес ким сопротивлением;

е – измерение усредненной по времени максимальной скорости (значение указано стрелкой) для артерий с высоким периферическим сопротивлением.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава Оценка параметров кровотока. Доппле 4) усредненная по времени средняя ровские измерения. При проведении иссле скорость кровотока (TAV);

дования в цветовом допплеровском режи 5) индекс периферического сопротив ме во всех группах артерий оценивают сле ления (Pourcelot) (RI);

дующие параметры: проходимость сосуда;

6) индекс пульсации (Gosling) (PI);

сосудистую геометрию;

наличие дефектов 7) индексы спектрального расширения заполнения цветовой картограммы, зон (SBI, SBI’);

турбуленции, цветового aliasing эффекта.

8) систолодиастолическое соотноше В группе артерий, в которых визуализация ние (S/D);

сосудистой стенки невозможна, всю каче 9) время ускорения (AT);

ственную информацию о состоянии про 10) индекс ускорения (AI).

света получают косвенно из данных ис Принципы оценки количественных пара следования в цветовом допплеровском ре метров. Пиковая систолическая скорость жиме [40].

кровотока (Vps – peak systolic velocity) – Исследование в спектральном доппле это максимальная скорость кровотока в ровском режиме позволяет получить пред систолу (рис. 1.51, а, б). Максимальная ко ставление о количественных параметрах нечная диастолическая скорость кровото кровотока. Об их изменении судят косвен ка (Ved– end diastolic velocity) – его мак но по качественным спектральным харак симальная скорость в конце диастолы теристикам потока, среди которых выделя (см. рис. 1.51, а, б). Усредненная по време ют форму допплеровской кривой (огибаю ни максимальная скорость кровотока щей допплеровского спектра), локализа (TAMX – time average maximum velocity) – цию максимума спектрального распределе является результатом усреднения скорост ния, наличие и выраженность спектрально ных составляющих огибающей доппле го окна. Форма огибающей допплеровско ровского спектра за один сердечный цикл го спектра отражает тип артерии (с низким (рис. 1.51, в, г). Усредненная по времени или высоким периферическим сопротивле средняя скорость кровотока (TAV time нием), степень функциональной активно average velocity) есть результат усреднения сти органа, кровоснабжаемого артерией, всех составляющих допплеровского спект наличие, характер и степень локального ге ра за один сердечный цикл (рис. 1.51, д, е).

модинамического сдвига и системных гемо Индекс периферического сопротивле динамических нарушений при сосудистых ния (Pourcelot, RI – resistive index) – отно поражениях, возрастные структурные и шение разности пиковой систолической и функциональные изменения сосудов. Ло максимальной конечной диастолической кализация максимума спектрального рас скоростей кровотока к пиковой систоличес пределения отражает тип потока, наличие кой скорости:

локальных нарушений гемодинамики, ори ентировочные базовые характеристики по тока. Наличие и выраженность спектраль (1.8).

ного окна отражает тип потока (ламинар ный, турбулентный).

Индекс пульсации (Gosling, PI – К количественным (линейным) пара pulsatility index) – отношение разности метрам относятся:

пиковой систолической и максимальной 1) пиковая систолическая скорость конечной диастолической скоростей кро кровотока (Vps);

вотока к его усредненной по времени мак 2) максимальная конечная диастоли симальной скорости:

ческая скорость кровотока (Ved);

3) усредненная по времени максималь (1.9).

ная скорость кровотока (TAMX);

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ Иногда используют также модифици характеризует скорость распространения рованный пульсативный индекс, при вы пульсовой волны кровотока.

числении которого параметр усредненной Индекс ускорения (AI – acceleration по времени максимальной скорости кро index), вычисляемый как отношение разно вотока заменяют на усредненную по вре сти между минимальной и максимальной мени его среднюю скорость: скоростью подъема систолического (основ ного) пика к времени ускорения, характе ризует скорость распространения пульсо (1.10).

вой волны кровотока [40–43] (рис. 1.52):

Перечисленные индексы (RI, PI, PI’) позволяют косвенно судить о величине (1.14).

периферического сопротивления.

Индекс спектрального расширения Кроме линейных параметров кровото (SBI – spectral broadening index) вычисля ка в спектральном допплеровском режи ется как отношение разности пиковой си ме могут быть оценены его объемные па столической скорости кровотока и усред раметры, в частности объемная скорость ненной по времени его средней скорости (V – volume velocity) – произведение пло vol к пиковой систолической скорости: щади поперечного сечения сосуда на ус редненную по времени среднюю скорость кровотока:

(1.11).

(1.15).

По значению этого индекса можно су дить о степени турбулентности потока, что актуально при изучении гемодинамики где V – объемная скорость кровотока, vol при стенозах и деформациях. Иногда при A – площадь поперечного сечения сосуда, меняется также модифицированный ин TAV – усредненная по времени средняя декс спектрального расширения, при вы скорость, D – диаметр сосуда в диастолу, числении которого параметр пиковой си – константа).

столической скорости кровотока заменя Максимально приближенные к реаль ется на его усредненную по времени ным объемные параметры кровотока по максимальную скорость:

(1.12).

Систолодиастолическое соотношение (S/D) – отношение пиковой систолической скорости кровотока к его конечной диасто лической скорости – является косвенной характеристикой состояния сосудистой стенки, в частности ее эластичности:

(1.13).

Время ускорения (AT – acceleration time) вычисляется от времени начала систоличес кой фазы до времени максимального воз Рис. 1.52. Время и индекс ускорения (пояснения в растания скорости кровотока в систолу. Оно тексте).

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава лучают при введении в формулу значения В цветовом допплеровском режиме во индекса пульсации сосудистой стенки всех венозных бассейнах оцениваются (IP) – отношения диаметра сосуда в диас проходимость сосуда, наличие дефектов за толу к диаметру сосуда в систолу, при этом полнения на цветовой картограмме, нали в расчетах площади поперечного сечения чие зон турбуленции, зон регургитации (на сосуда используют диаметр в диастолу: клапанах – если они есть в просвете вен).

Качественную и количественную ин формацию о состоянии венозной гемоди (1.16).

намики получают по данным исследования Однако в большинстве артериальных в спектральном допплеровском режиме.

бассейнов корректная оценка индекса пуль Поскольку спонтанный венозный кровоток сации стенки артерии и диаметра артерии в на разных уровнях крайне вариабелен по диастолу невозможна, поэтому объемные амплитудным характеристикам, что не при параметры кровотока определяются по вы водит к развитию клинической симптома шеприведенной формуле [40, 44 46]. тики, количественная оценка параметров Параллельно с артериальным бассей венозной гемодинамики имеет ограничен ном во всех отделах сосудистой системы ное применение. Из количественных пара оценивается состояние вен, осуществляю метров венозного кровотока чаще всего щих отток крови от соответствующих ор оценивают его максимальную скорость за ганов и систем, поскольку при большин сердечный цикл и усредненную по време стве патологических состояний довольно ни максимальную и средние скорости, про сложно на первичном этапе диагностики водя анализ по тем же принципам, что и в оценить превалирующий вклад артериаль артериальной системе [1]. В большинстве ных или венозных циркуляторных нару же случаев ориентируются на такие каче шений в развитие их патогенетических и ственные спектральные параметры, как на клинических эквивалентов. личие спонтанного кровотока, его фазность, Вены исследуют также в трех режимах, синхронизация с актом дыхания, характер и данные дополняют друг друга при поста изменения кровотока (его направления, ам новке достоверного ультразвукового диаг плитуды, фазности) при функциональных ноза. При оценке состояния вен, в кото нагрузочных пробах. К последним относят рых возможна визуализация их стенок, а ся кашлевая, дыхательная, проба Вальсаль именно внутренних и наружных яремных, вы, проба с натуживанием, направленные глубоких и поверхностных вен верхних и на оценку состоятельности клапанного ап нижних конечностей, нижней полой вены, парата [1, 40, 47–51]. Физиологической ос основных стволов (внеорганных) почеч новой всех используемых проб является ис ных, печеночных, воротной, селезеноч кусственное повышение давления в просве ной, верхней брыжеечной вен, оценивают: те вены проксимальнее клапана. В норме она проходимость сосуда, сосудистую геомет приводит к смыканию створок клапана и пре рию, наличие пульсации сосудистой стен кращению кровотока. При функциональной ки, диаметр сосуда, состояние сосудистой или органической несостоятельности кла стенки и просвета сосуда, венозных кла панного аппарата в ответ на функциональ панов, состояние периваскулярных тка ные нагрузочные пробы возникает ретрог ней. Качество и полнота оценки всех пе радный ток крови, амплитуда которого оп речисленных параметров зависят от глуби ределяется степенью клапанной патологии.

ны расположения вены и ее размеров.

В венах, в которых визуализация стен СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ ки принципиально невозможна, оценка 1. Лелюк В.Г., Лелюк С.Э. Ультразвуковая ан кровотока, включая органный, в В режи гиология. М.: Реальное Время, 1999.

ме не проводится. 2. Evans D., McDicken W., Skidmore R., НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ДОППЛЕРОВСКИХ РЕЖИМАХ И МЕТОДЫ ИХ ОПТИМИЗАЦИИ. ДОППЛЕРОВСКИЕ ИЗМЕРЕНИЯ Woodcock J. Doppler ultrasound physics, 25th Annual Meeting of the American Institute instrumentation and clinical applications // of Ultrasound in Medicine. New Orlean, New York: Wiley. 1989. P. 87–105. Louisiana. 1980. P. 106.

3. Taylor K.J.W., Burns P.N. Doppler sonogra 16. Pinkney M.N. Physics // Ultrasonography: an phy: continuous and pulsed, superficial and introduction to normal structure and functui deep.Categorical course. // Radiology. 1984. onal anatomy / Ed. Curry R.A., Tempkin B.B.

V.153(P). P. 225–226. Philadelphia:W.B.Saunders. 1995. P. 2–8.

4. Evans D.H. Doppler Ultrasound: physics, 17. Reading C.C., Charboneau J.W., Allison J.W., instrumentation and clinical applications. Cooperberg P.L. Color and spectral Doppler Colchester: John Wiley & Sons. 1989. mirror image artifact of the subclavian artery / 5. Nelson T.R., Pretorius D.H. The Doppler Signal: / Radiology. 1990. V.174. P. 41–42.

where does it come from and what does it mean? 18. Mitchell D.G., Burns P., Needleman L. Color // Am. J. Rad. 1988. V. 151. P. 439–447. Doppler artifact in anechoic regions // J. Ul 6. Creekmore S.P., Graham M.M., Jahn G.E., trasound Med. 1990. №9. P. 255–260.

TargettR.C., McllroyM.B. Comparison of 19. Derchi L.E., Rizzatto G., Solbiati L. Color methods of recording and analysis of Doppler Doppler instruments: their design principles and blood velocity signals in normal subjects // Ul modes of use // Radiol. Med. (Torino). 1992.

trasound Med. Biol. 1982. №8. P. 525–535. V.84. №5. P. 523–531.

7. Guyton A.C., Physics of blood, blood flow and 20. Fish P.J., Hoskins P.R., Moran C., McDicken pressure: hemodynamics // Textbook of medi W.N. Developments in cardiovascular ultra cal physiology / Philadelphia: Saunders. 1971. sound: Part 1: Signal processing and instrumen P. 204–217. tation // Med. Biol. Eng. Comput. 1997. V35.

8. Gill R.W. Pulsed Doppler with B mode imag №6. Р. 561–569.

ing for quantitative blood flow measurement // 21. Лелюк В.Г., Лелюк С.Э. Основные принци Ultrasound Med. Biol. 1979. №5. P. 223–235. пы гемодинамики и ультразвукового иссле 9. Walter J.P., McGahan J.P., Lantz B.M. Abso дования сосудов // Клиническое руковод lute flow measurements using pulsed Doppler ство по ультразвуковой диагностике / Под ultrasound // Radiology. 1988. V.159. P. 545– ред. Митькова В.В. М.: Видар, 1997. Т.4. С.

548. 221–256.

10. Holland S.K., Orphandoudakis S.C., Jaffe C.C. 22. Wetzner S.M., Kiser L.C., Berzreh J.S.Duplex Frequency dependent attenuation effects sonography imaging: vascular applications // impulsed Doppler sonography: experimental Radiology. 1984. V.150. P. 507–514.

results // IEEE Trans. Biomed. Eng. 1984. 23. Kasai C., Namekawa K., Koyano A., Omoto BME 31. P. 626–631. R. Real time two dimensional blood flow im 11. Baker D.W., Forster F.K., Daigle R.E. Doppler aging using an autocorrelation technique // principles and techniques in ultrasound // Its IEEE Trans Ultrasonics Ferroelectrics Fre application in medicine and biology / Ed. Fry quency Control. 1985. V.32. P. 458–464.

F.J. Amsterdam: Elsevier. 1978. P. 161–287. 24. Turetschek K., Kollmann C., Dorffner R., 12. Woodcock J.P., Skidmore R. Principles and Wunderbaldinger P., Mostbeck G. Amplitude applications of Doppler ultrasound // Clin. Di coded color doppler: clinical applications // agn. Ultrasound. 1980. №5. P. 166–185. Eur. Radiol. 1999. V.9. №1. Р. 115–121.

13. Reutern G. M., Budingen H.J. Ultrasound 25. Martinoli C., Derchi L.E., Rizzatto G., Solbiati diagnosis of cerebrovascular disease. New L. Power Doppler sonography: general princi York:Georg Thieme Verlag. 1993. P. 1–36. ples, clinical applications, and future prospects 14. Миролюбов С. Учебные семинары Acuson // Eur. Radiol. 1998. V.8. №7. P. 1224–1235.

Corp. 1994–1997. 26. Kollmann C., Turetschek K., Mostheck G.

15. Spencer M., Reid J., Hileman R. On line dual Amplitude coded color Doppler sonography:

directional spectral display in Doppler diagnosis basic physics and technique // Eur. Radiol.

of stenotic and nonstenotic plaque // Abstracts 1998. №8. P. 649–656.

НАЧАЛО ГЛАВЫ ОГЛАВЛЕНИЕ глава 27. Rubin J.M., Bude R.O., Carson P.L. Power водство по ультразвуковой диагностике / Doppler US: a potentially useful alternative to Под ред. Митькова В.В. М.:Видар.1997.С.

mean frequency based color Doppler US // 185–220.

1994. Radiology. V.190. P. 853–856. 41. Von Reutern G. M., Von Budingen Y.J. Ultra 28. Bude R.O., Rubin J.M., Adler R.S. Power ver sound diagnosis of cerebrovascular disease.

sus conventional color Doppler sonography: Doppler sonography of the extra and intracra comparison in the depiction of normal intrare nial arteries, duplex scanning Georg. Thieme nal vasculature // Radiology. 1994. V.192. P. Verlag Stuttgart. New York. Thieme Medical 777–780. Publishers. Inc. New York. 1992. P. 53– 30. Burns P.N., Powers J.E., Hope Simpson D. 42. Clinical applications of Doppler Ultrasound. / Power Doppler imaging combined with con 2nd ed./ Ed. Taylor J.W., Burns P.N., Wells trast enhancing harmonic Doppler: new meth P.N. New York. Raven Press., 1995. P. 35–53.

od for small vessel imaging. (Abstract) // Ra 43. Introduction to vascular ultrasonography. 2 nd diology. 1994. V.193. P. 337. ed. / Ed. Zwiebel W.J.. Crune Stratton. 1986.

31. Goldberg B.B., Merton D.A., Forsberg F. Col P. 24–56.

or amplitude imaging: preliminary results using 44. Schoning M., Walter J., Scheel P. Estimation of vascular sonographic contrast agents // J. Ul cerebral blood flow through color duplex sonog trasound Med. 1996. V.15. P. 127–134. raphy of the carotid and vertebral arteries in 32. Nilsson A., Olofsson P.A., Lorйn I., Carlstedt healthy adults // Stroke. 1994.V.25. P. 17–22.

L., Nilsson P. Color Doppler energy: computer 45. Pourcelot L. Application cliniques de l’examen analysis of color to assess angle dependency and doppler transcutane // Ed. Peronneau P. Ve detection of volume flow differences // J. locimetre ultrasonore doppler. Paris: Institute Ultrasound Med. 1997. V.16. №4. P. 275–279. National de la Sante e de la Recherche Medi 33. MacSweeney J.E., Cosgrove D.O., Arenson J. cale. 1979. P. 213.

Colour Doppler energy (power) mode ultrasound 46. Gosling R.G., King D.H. Continous wave // Clin. Radiol. 1996. V.51. №6. Р. 387–390. ultrasound as an alternative and complement to 34. Arenson J., Peressini C., Jackson J. ConvergentTM x rays in vascular examination // Ed. Reneman colour doppler // Acuson Corp., 10/09/96 R.E. Cardiovascular application of ultrasound.

35. Berger G., Rцsch P., Steffgen L. 3 D recon Amsterdam. The Netherlands: North Holland.

struction of intracranial vessels using a color 1974. P. 266–282.

Doppler energy method–initial experiences // 47. Shadeck M. Duplex phlebology // Napoli.

Ultraschall Med. 1996. V.17. №6. P. 277–280. Gnocchi. 1994. P. 17–58.

36. Downey D.B., Fenster A. Vascular imaging with 48. Moneta G.L., Bedford G., Beach K., Strand a three dimensional power Doppler system // ness E. Duplex ultrasound assessment of venous Am. J. Rad. 1995. V.165. P. 665–668. diameters, peak velocities, and flow patterns // 37. Ritchie C.J., Edwards W.S., Mack L.A., Cyr J.Vasc. Surg. 1988.V.8. P. 286–291.

D.R., Kim Y. Three dimensional ultrasonic 49. Semrow C., Ryan T.J., Rollins D.L. Assessment angiography using power mode Doppler // Ul of valve function using Real time B mode trasound Med. Biol. 1996. V.22. P. 277–286. ultrasound // First United Kingdom meeting.

38. Pozniak M.A., Zagzebski J.A., Scanlan K.A. London sept. 1985.Book of abstracts.P.30 32.

Spectral and color doppler artifacts // 50. Van Cleef J.F., Griton Ph., Cloarec M. Venous RadioGraphics. 1992. V.12. №1. P. 35–44. valves and tributary veins // Phlebology.

39. Изучение цифрового ультразвука // 1991.V.6. P. 219–222.

Sonoace international. Вып. 2. I квартал. 51. Leitfeld K., Terwort A., Hirche H. Venous cal 1998. С. 67–70. ibre measurements in 3800 participators with 40. Лелюк В.Г., Лелюк С.Э. Основные прин ultrasound (B scan) // Phlebology. 1991.

ципы гемодинамики и ультразвукового ис V.6. P. 187–195.




© 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.