Исследование характеристик тканеимитирующих материалов для УЗИ сканеров

User Rating: 5 / 5

Star ActiveStar ActiveStar ActiveStar ActiveStar Active
 

ВЫПУСКНАЯ КВАЛИФИКАЦИОННАЯ РАБОТА(диплом)
на тему:

Исследование характеристик тканеимитирующих материалов для УЗИ сканеров

 

Выполнил: Слободчикова Н.С.

 

Содержание:

 

Введение
1. Литературный обзор
1.1. Ультразвук, природа ультразвука и особенности его распространения.
1.2. Физические основы медицинского ультразвука:
1.2.1. Распространение звука в жидкостно-подобных средах;
1.2.2. Отражение и преломление на импедансных границах;
1.2.3. Рассеяние УЗ
1.2.4. Затухание ультразвука в биологических тканях;
1.2.5. Поглощение ультразвуковых волн.
1.2.6. Акустическое сопротивление, его влияние на отражение ультразвука.
1.3. Генерация и регистрация ультразвуковых волн:
1.3.1. Пьезоэффект;
1.3.2. Ультразвуковые преобразователи;
1.3.3. Типы датчиков;
1.3.4. Технические характеристики датчика. Тест проверки.
1.4. Основные характеристики ультразвуковых сканеров.
1.5. В-режим, М-режим:
1.5.1. Формирование ультразвуковых изображений;
1.5.2. Практические рекомендации по работе в режимах В и М.
1.6. Простые методы оценки качества изображения УЗ сканеров.
1.6.1. Основные характеристики качества изображения.
1.6.2. Артефакты.
1.6.3. Оценка качества изображения с помощью фантома.
2. Экспериментальная часть
2.1. Работа с прибором КМ 2000, его характеристики;
2.2. Объекты исследования;
2.3. Результаты исследования и их обсуждение.
Выводы
Библиографический список

 

Введение

 

Вопрос проверки медицинских аппаратов – главный вопрос, ведь от этого зависит качество обследования, правильность поставленного диагноза и как вывод лечения пациента в нужном направлении. Вариантов проверки оказывается, как правило, не много: обычный осмотр установки, проверка на пациенте, или на специальном так называемом фантоме. Первое действие никто и никогда не отменит оно является неотъемлемым и необходимым, но коснемся тех установок, которые имеют непосредственный контакт с телом человека, малейшая внутренняя неисправность может не только нанести физический вред пациенту, но и может привести к ошибочным показаниям, и как вывод - неверный диагноз врача. Неприятная ситуация. В таком случае, нам и может помочь фантом. Фантом - это устройство, имитирующее условия прохождения ультразвуковых сигналов в биологических тканях.
Нужно сказать, что на западе, есть такое понятие как ежедневный фантом. Врач перед началом работы обязан проверить сканер на ежедневном фантоме, его основные характеристики, а затем уже начать проводить исследования.
Фантом необходим и при ремонте оборудования. Например, при ремонте датчика, чтобы восстановить покрытие или заменить линзу и проверить качество выполненной работы инженер должен пользоваться фантомом.
Ну и по факту возможен такой вариант что, после ремонта может увеличиться частота, или мощность, хотя последний вариант крайне редкий, но все же возможен. И чтобы не навредить человеку, я считаю это довольно весомый фактор в защиту обязательности таких мер как контроля характеристик. И это не только мое мнение, но и многих специалистов медиков и инженеров.
Цель работы: смоделировать тканеимитирующий фантом для проверки УЗ сканеров и исследовать его характеристики.

Задачи:
• провести литературный обзор по происхождению, свойствам, природе распространения ультразвука и его значению для медицинских целей;
• описать основные требования к получению изображения;
• обосновать необходимость проверки качества изображения на фантоме;
• привести методики получения тканеиметирующего материала и выбрать оптимальную;
• оценить качество полученного тканеиметирующего материала, привести его характеристики.
Актуальность работы:
Определяется тем, что существует проблема контроля характеристик УЗ приборов при их ежедневной эксплуатации.

 

1. Литературный обзор

1.1. Ультразвук, природа ультразвука и особенности его распространения.

 

Основные требования к любому проникающему излучению, применяемому в целях биомедицинской визуализации, заключаются в том, чтобы его распространение было геометрически предсказуемым, затухание в среде являлось не очень сильным и воздействие этого излучения на живой организм было максимально безвредным. Эти требования должны выполняться на частотах, для которых направленность излучения, определяемая дифракцией, соответствовала бы необходимому пространственному разрешению. Другими словами, длины волн проникающего излучения должны быть малы по сравнению с изучаемой структурой.
Всем этим требованиям в полной мере удовлетворяет распространение ультразвука (УЗ) в мягких тканях организма. (Рычагов)
Ультразвук (УЗ) – упругие колебания и волны, частота которых превышает 15-20 кГц. Нижняя граница области УЗ-вых частот, отделяющая ее от области слышимого звука, определяется субъективными свойствами человеческого слуха и является условной. Верхняя граница УЗ-вых частот обусловлена физической природой упругих волн, которые могут распространяться лишь в материальной среде, т.е. при условии, что длина волны значительно больше длины свободного пробега молекул в газах или межатомных расстояний в жидкостях и твердых телах. (Маленькая энциклопедия)
Акустические волны представляют собой механические колебания частиц в упругой среде, распространяющиеся в этой среде и несущие с собой энергию. Акустические волны могут существовать и распространяться в твердых телах, жидкостях и газах. Биологические ткани подобны или жидким упругим средам (мягкие ткани), или твердым (костные образования и конкременты), или содержат в своем составе газовые образования (в легких, кишечнике, желудке и т.д.). Поэтому акустические колебания могут распространяться во всех видах биологических тканей, что используется в медицине для целей диагностики и терапии.
Акустические волны, как и волны другой физической природы, например электромагнитные, характеризуются рядом физических величин (параметров), изменяющихся в пространстве и во времени. Это частота, длина волны, скорость распространения в среде, период, амплитуда и интенсивность, и частные характеристики: акустическое сопротивление, частота повторения импульсов, продолжительность импульса, фактор занятости, пространственная протяженность импульса.
В ультразвуковой (УЗ) диагностике используются так называемые продольные акустические волны, в которых направление смещения отдельных частиц среды параллельно направлению распространения волн.

novyi

Рис. 1. Продольные акустические волны в упругой среде в фиксированный момент времени: а – чередование зон сжатия и разрежения; б – изменение давления р в различных областях среды в зависимости от координаты х.

 

На рис. 1а схематически изображены продольные волны в упругой среде в виде периодического чередования зон сжатия и разрежения. Возникновение этих зон легко объяснить, если предположить, что их причиной является колеблющаяся плоская пластина. В момент времени, которому соответствует картина на рис. 1а, пластина двигается влево, создавая разрежение в прилежащей к ней зоне. Через некоторое время та же пластина начинает двигаться вправо, создавая зону сжатия возле своей поверхности. К этому времени зона разрежения смещается вправо в соответствии со свойствами упругой среды. Скорость перемещения зоны разрежения (или сжатия) в среде называется скоростью звука и обозначается буквой c. В табл. 1 приведены значения скорости звука в мягких тканях.

 

Таблица 1

 

Скорость распространения ультразвука в мягких тканях

 

dadada

Степень сжатия или разрежения характеризуется давлением, график, изменения которого вдоль оси х изображен на рис. 1б для того же момента времени, что на рис. 1а. В случае если имеют место гармонические волны, изменение давления в пространстве вдоль оси х происходит по закону синуса (или косинуса). Расстояние между точками графика давления, имеющими одинаковые фазы, т.е. одинаковое значение и направление изменения давления, называется длиной волны λ. На рис. 16 показана величина длины волны х как расстояние между минимальными значениями давления.
Картина, изображенная на рис. 1, относится к некоторому фиксированному моменту времени. Если же взять какую-то конкретную точку в области распространения волн и рассмотреть, как будет в ней меняться давление со временем, то мы получим график, показанный на рис. 2. В случае гармонических колебаний изменение давления во времени будет синусоидальным с периодом колебаний, равным Т.

qwerty

Рис.2.Изменение давления р в зависимости от времени в фиксированной точке пространства.

 

Диапазон частот ультразвука, используемых в медицинской диагностике, лежит в пределах от 1 до 30 МГц и выше.
На рис. 1а схематически изображены так называемые плоские продольные волны, т.е. такие, у которых точки с одинаковыми фазами колебаний находятся на плоской поверхности. Плоские волны являются следствием возбуждения их с помощью плоского источника звука, в данном случае плоской колеблющейся пластины. Поверхность с одинаковой фазой колебаний называется фронтом волны. Плоские волны имеют плоский фронт волны (рис. 3а).

vbnm

Рис.3. Различные виды акустических волн: а – плоские, б – сферические, в – цилиндрические. Стрелками показаны направления распространения волн.

 

Кроме плоских волн могут быть сферические волны, возбуждаемые точечным или сферическим источником (рис. 36). Фронт волны в этом случае имеет сферическую форму. Иногда имеют место цилиндрические волны, фронт которых имеет вид цилиндрической поверхности (рис. Зв).
В чистом виде плоские, сферические или цилиндрические волны встречаются редко, обычно на практике имеет место комбинация различных типов волн, которая только в малых областях пространства может быть близка к одному из перечисленных типов волн.

Длину волны λ с частотой колебаний f и скоростью звука связывает соотношение:

 

λ= сТ = с/f.

 

Из этого соотношения следует, что с увеличением частоты ультразвука уменьшается длина волны λ. При средней скорости ультразвука в мягких биологических тканях с=1540 м/с длина волны составляет: λ = 0,44 мм при f = 3,5 МГц, λ = 0,31 мм при f= 5,0 МГц, λ = 0,21 мм при f = 7,5 МГц, λ = 0,15 мм при f=10,0 МГц. Приведенные значения длины волны для наиболее часто используемых в УЗ диагностике частот полезно знать, так как они связаны с такой важной характеристикой диагностических систем, как разрешающая способность, которая определяет возможность системы отображать мелкие детали в акустическом изображении внутренних органов. Существует физический предел разрешающей способности, т.е. значение, которое в принципе не может быть превзойдено в системе, использующей волны для получения информации. Этот предел близок по величине длине волны. Таким образом, чем выше частота, тем потенциально лучше может быть разрешающая способность, т.е. тем мельче могут быть детали, отображаемые диагностической системой, и тем лучше качество изображения. К сожалению, ультразвук с высокой частотой значительно сильнее затухает при распространении в биологических тканях, что существенно снижает глубину исследования на высокой частоте (табл. 2).

 

Таблица 2

 

Усредненные коэффициенты затухания в мягких тканях и уменьшение интенсивности эхосигнала в зависимости

Частота, МГц Усредненный коэффициент затухания для мягких тканей, дБ/см Уменьшение интенсивности на глубине
    1см(%) 10см (%)
1 1 21 90.0
2 2 37 99.0
3 3 50 99.9
5 5 68 99,999
7 7 80 ~100
10 10 90 ~100

 alkjh

 

Рис.4. Импульсный акустический сигнал, его распространение вглубь биологических тканей.(а) и характер его смещения по оси времени t в зависимости от глубины перемещения (б).

 

В УЗ диагностических системах непрерывные синусоидальные колебания используются только в специальных режимах работы. В большинстве же случаев применяется импульсное колебание или импульсный акустический сигнал. Типичный вид импульсного сигнала изображен на рис. 4. На рис. 4а показано, как импульс, сформированный излучателем, распространяется вглубь биологических тканей вдоль оси х. У каждого импульсного акустического сигнала можно выделить высокочастотное заполнение, а также нарисовать огибающую (пунктирная кривая), которая называется так потому, что огибает максимальные и минимальные значения высокочастотного заполнения.
Если акустический импульс излучен в момент t = 0 (рис. 46), то на глубине х, он появится в момент t = х1/с (с - скорость звука в биологических тканях), на глубине х2 импульс может быть обнаружен в момент t= x2/с и т.д. С глубиной величина импульса уменьшается вследствие затухания в тканях.

 

bnbvb

Рис.5. Гармоническое колебание (а) и его спектр G(t) (б).

 

aarrtt

Рис.6. а – импульсный акустический сигнал р(t), состоящий из гармонических составляющих, б – спектр G(f) импульсного сигнала.

 

Важной характеристикой импульсного сигнала является его спектр (или частотный спектр). Простое гармоническое колебание характеризуется всего одной частотой f, т.е. его спектр представляет собой одну линию (рис. 5). Импульсный сигнал можно представить как совокупность многих гармонических колебаний (гармоник) с различными частотами. На рис. 5 показан импульсный сигнал, который представлен как сумма очень большого числа гармонических составляющих с разными частотами. На рис. 6а показана только часть этих гармонических колебаний. Изображая амплитуды этих гармонических составляющих в виде вертикальных отрезков оси частот f, получим спектр частот G(f). Форма спектра отображает относительные уровни каждой из гармонических составляющих (рис. 6б).
По известному виду спектра G(f) можно совершенно точно определить, как выглядит сигнал. Для этого необходимо знать еще и фазы каждой из составляющих. И наоборот, по виду сигнала на временной оси можно однозначно определить, как выглядит его спектр. Вид сигнала связан с формой спектра формульной зависимостью, которая называется преобразованием Фурье. Центральная частота (при симметричном спектре она находится посредине спектра) является основной частотой спектра. Обычно именно она указывается в качестве характерной частоты каждого УЗ датчика, используемого в системе.
Короткие импульсы имеют более широкий спектр частот, чем длинные. Так как ширина спектра сигнала называется полосой частот сигнала, то короткие импульсы называют широкополосными сигналами, а длинные импульсы узкополосными сигналами. В зависимости от выбранного режима работы УЗ диагностической системы используется тот или иной вид акустических сигналов. Так, для получения двухмерных акустических изображений применяются широкополосные сигналы, а для доплеровских исследований - узкополосные.

 

1.2. Физические основы медицинского ультразвука.
1.2.1. Распространение звука в жидкостно-подобных средах.

 

Будем рассматривать идеальную сплошную среду, в которой вязкость и теплопроводность отсутствуют. Для такой среды справедливы уравнения гидродинамики идеальной жидкости и состояние каждого ее элементарного объема, подверженного воздействию акустической волны, может быть полностью описано с помощью следующих локальных акустических величин; p(r,t) - давления [Н/м2], ρ(r,t) - плотности [кг/м3]; T(r,t) - температуры [К]; v(r,t) - скорости движения частиц в волне [м/с]; k(r, t) - сжимаемости [м2/Н]; f (r,t) - плотности силы [Н/м3].
Закон Ньютона для сплошной среды - равенство действующей силы произведению массы единицы объема среды на ее ускорение - в координатах неподвижного пространства (координатах Эйлера) запишется в виде

 

 

 

Если при движении жидкости разрывы в ней отсутствуют, масса в некотором фиксированном относительно неподвижного пространства объеме сохраняется. Закон сохранения массы жидкости выражается уравнением непрерывности:
. (2)
Уравнение движения (1) с учетом уравнения непрерывности (2) переходит в уравнение:
(3)
Векторное уравнение (3) называется уравнением движения в форме Эйлера. Сразу отметим, что это уравнение нелинейное; нелинейность возникает, в частности, из-за присутствия конвективного члена . В общем случае учет конвективного члена в (3) позволяет анализировать широкий класс важных нелинейных акустических эффектов. Однако, в рамках линейной акустики этот член отбрасывают, так как v мало и - член второго порядка малости. Поскольку (2) и (3) образуют лишь четыре уравнения для определения пяти неизвестных (vx, vy, vz, p, ρ), необходимо еще одно уравнение, связывающее ρ и р. Таким уравнением служит уравнение состояния среды:
Ψ(p,ρ,Т)=0 (4)
Следствием из уравнения состояния для жидкостно-подобных сред является следующее выражение для коэффициента сжимае¬мости, устанавливающее соотношение между объемом и давлением или плотностью и давлением:
(5)
Для медицинского ультразвука справедливы соотношения линейной акустики, а также .
Тогда уравнение движения принимает вид:
(6)
а уравнение непрерывности (2) сводится к уравнению:
(7)
В предположении безвихревого акустического поля колебательная скорость частиц в волне записывается в виде:
(8)
где Ф (r,t) – скалярный потенциал скорости. Подставляя (8) в (6), получаем:
(9)
При выводе (9) произведено интегрирование по пространству, а константа интегрирования равняется нулю. Подстановка (8) в (7) дает:
(10)
Из уравнения состояния следует, что
(11)
Тогда из (10) и (11) получаем:
(12)
Объединяя (10) и (5), имеем
(13)
или окончательно
(14)
где скорость звука.
Уравнение (14) является основным уравнением линейной акустики, описывающим распространение акустических возмущений в неоднородной среде. Оно носит название волнового уравнения. Отметим, что волновому уравнению вида (14) удовлетворяют также и другие акустические величины и r.
Простейшим видом волнового движения является плоская волна: возмущение среды в этом случае одномерно, и уравнение (14) принимает вид
(15)
Решение одномерного волнового уравнения (15) представляет собой две плоские волны произвольного вида, распространяющиеся в положительном и отрицательном направлениях:
(16)
Форма этих волн со временем не изменяется, т.е. волны являются стационарными. Из решения (16) следует, что константа с имеет смысл скорости распространения этих волн, т.е. скорости звука.
В сферической системе координат волновое уравнение имеет вид:
(17)
где r -радиус-вектор, проведенный из фокальной точки до границы сферического волнового фронта. Общее решение (17) выглядит следующим образом:
, (18)
где f – некоторая функция; знак «минус» соответствует расходящейся, а знак «плюс» - сходящейся сферическим волнам.
Аналогично в цилиндрической системе координат имеем
(19)
а общее решение волнового уравнения в цилиндрической системе координат записывается в виде
(20)
В акустических биомедицинских измерениях часто используются монохроматические источники звука, работающие на некоторой частоте ω. Излучаемые таким источником волны будут гармоническими или монохроматическими. Гармонические решения волнового уравнения оказываются полезными для анализа многих приложений медицинского ультразвука. Соответствующие решения принимают следующий вид:
- для плоской монохроматической волны, распространяющейся в положительном направлении оси х:
(21)
- для сферической волны, расходящейся из начала системы координат r = 0:
(22)
- для цилиндрической волны, расходящейся с некоторой линии при r = 0:
(23)

 

1.2.2.Отражение и преломление на импедансных границах.

 

Характерные размеры неоднородностей, с которыми приходится иметь дело в УЗ диагностических исследованиях, различаются, по крайней мере, на четыре порядка: от биологических клеток (около 10 мкм или 0,03 λ при 5 МГц) до граничных областей орга¬нов (до 10 см или 300 λ при 5 МГц). В соответствии с этим имеют место различные типы взаимодействия ультразвук - биологическая структура.
Для характеризации УЗ волны, взаимодействующей с протя¬женной границей (масштаб взаимодействия а λ), применяются правила лучевой теории отражения и рефракции, т.е. правила гео¬метрической акустики. В соответствии с этими правилами при наклонном падении УЗ волны на гладкий, безграничный интерфейс между двумя средами с различными акустическими импедансами Z1 = ρ1с1 и Z2 = ρ2с2 (рис.1) справедливы следующие соотношения:
θ1= θ0, ; (24)
; (25)
(26)

где θ0, θ1, θ2 – углы падения, отражения и преломления соответственно; J0, J1, J2 – интенсивности падающей, отраженной и преломленной (прошедшей во вторую среду) волн соответственно.

njbm

рис.1 Отражение и рефракция плоской волны на импедансной границе

 

Наиболее существенным фактором, определяющим качество УЗ изображений, сформированным в эхо-режиме, т.е. в режиме регистрации отраженных сигналов, является отражательная способность как абсолютный коэффициент отражения на плоской границе раздела двух сред с разными акустическими характеристиками:
(27)
где р0, р1 – амплитуды акустического давления в падающей и отраженной волнах соответственно. При этом коэффициент прохождения дается выражением:
(28)
где р2 – амплитуда звукового давления в прошедшей волне.
Из (27) видно, что R может быть величиной как положительной, так и отрицательной в зависимости от соотношения Z1 и Z2 . Другими словами, отражение от границы, на которой характеристический импеданс уменьшается, приведет к изменению фазы отраженного сигнала: сжатие среды выразится в виде положительного избыточного давления, и наоборот. Акустическое давление в прошедшей волне будет, напротив, всегда в фазе с падающей на границу волной.
Типичные значения модуля коэффициентов отражения при прохождении УЗ волны интерфейсов между различными тканями представлены в табл. 3.
Анализ выражения (27) и данных, представленных в табл. 3, показывает: чем больше различаются импедансы соседних тканей, тем большая часть энергии отражается от их границы. В частности в мягких тканях коэффициент отражения характеризуется величинами от —10 дБ (на границе между жировой и мышечной тканями) и ниже. Это означает, что уровень отраженного сигнала более чем на 10 дБ ниже уровня падающего сигнала. Это весьма низкие уровни отражения (менее 1 %), так что большая часть акустической энергии проходит через поверхность раздела сред и может быть использована для визуализации глубоких внутренних структур.
Однако в некоторых случаях может происходить очень сильное отражение, например на поверхности раздела кость - мышца (коэффициент отражения порядка —2 дБ). Тогда в глубоко расположенные ткани передается значительно меньшая часть энергии и на эхо-изображении наблюдают «тень». Такое «затемнение», появляющееся в области, где оно не может быть обусловлено естественными анатомическими факторами, свидетельствует об отклонении от нормы.

 

Таблица 3

 

Соотношение амплитуд звукового давления в отраженной и падающей волнах и доля отраженной энергии при нормальном падении УЗ волны на импедансную границу

Отражающая граница R Доля отраженной энергии, %
Жир - мышечная ткань 0,1 1,08
Жир – почка 0,08 0,64
Мышечная ткань – кровь 0,03 0,07
Кость – жир 0,69 48,9
Кость – мышечная ткань 0,64 41,2
Мягкая ткань – вода 0,05 0,23
Мягкая ткань – воздух 0,9995 99,9


Коэффициент отражения зависит только от разности акустических сопротивлений сред и не зависит от того, какая из сред находится дальше другой – с большим или меньшим акустическим сопротивлением. Уровень отраженного сигнала зависит только от степени акустической неоднородности граничащих тканей, которая определяется разницей их акустических сопротивлений. (Осипов)
Если две среды имеют одинаковый акустический импеданс, то в этом случае R = 0, и тогда падающая УЗ волна полностью без отражений проходит в граничную среду. Данное явление учитыва¬ется при конструировании УЗ датчиков, в которых внешняя поверх¬ность, контактирующая с телом пациента и называемая согласую¬щим слоем, подбирается по значению акустического импеданса по¬верхностных тканей человека.
Одним из требований к контактной среде, которая наносится на поверхность датчика или на кожу пациента перед обследованием, является близость ее акустического импеданса к значе¬нию акустического импеданса кожи пациента. Выполнение данного требования - одно из условий, позволяющих получить УЗ изобра¬жение при минимальной мощности УЗ излучения.
Из табл. 3 можно, кроме того, определить, что коэффициент отражения УЗ волны на границе мягкая ткань - воздух близок к еди¬нице. Это свидетельствует о практически полном отражении ульт¬развука на данном типе импедансных границ, т.е. воздух является серьезным препятствием на пути распространения УЗ излучения, что следует принимать во внимание при установке датчика на по¬верхности тела пациента или при обследовании воздухсодержащих органов.

 

1.2.3. Рассеяние УЗ волн.

 

Интенсивность и пространственное распределение отраженного от объекта ультразвука зависят не только от различий акустических импедансов объекта и среды окружения, но и от физических размеров, ориентации и формы объекта. Если на рассеивающий элемент падает звуковая волна, интенсивность (т.е. поток энергии че¬рез единичную площадку) которой равняется J, то полная рассеянная мощность S будет пропорциональна J. Коэффициент пропорциональности этих величин σs называется полным сечением рассеяния и имеет размерность площади:
(29)
Можно ввести также дифференциальное сечение рассеяния . Если принять, что - полная мощность, рассеянная в пределах телесного угла в направлении , то
(30)
Частным случаем дифференциального сечения рассеяния является сечение обратного рассеяния , которое служит весьма важной характеристикой при проектировании УЗ систем визуализации, работающих в режиме регистрации отраженного сигнала.
Определения (29) и (30) применимы к произвольной рассеивающей структуре и их можно в равной степени использовать как в случае одиночного препятствия, так и при наличии совокупности рассеивателей. В тех средах, где рассеиватели распределены случайным образом, и рассматриваемый объем содержит достаточно большое их число, рассеиваемая мощность будет пропорциональна этому объему, а рассеяние называется некогерентным. Неоднородности в биологических тканях имеют сложную форму и различные размеры, причем их местоположение и ориентация зачастую носят случайный характер. При В-сканировании полутоновое изображение, т.е. изображение с большим числом градаций яркости, формируется в основном волнами, рассеянными на подобных мелкомасштабных структурах.
В общем случае рассеяние на неоднородностях, характерные размеры которых меньше или много меньше длины волны тестового излучения, имеет широкое угловое распределение и является частотно-зависимым. Процесс рассеяния описывается в этом случае рэлеевской теорией рассеяния, в соответствии с которой коэффициент отражения пропорционален четвертой степени частоты.
Хорошим примером рэлеевского рассеяния служит взаимодействие ультразвука частоты 1-10 МГц с кровью. Кровь, как известно, состоит из жидкой плазмы, в которой взвешены частицы - эритроциты, лейкоциты, тромбоциты и др. Эритроцит является гибким двояковогнутым диском, имеющим средний диаметр 7 мкм и среднюю толщину 2 мкм. Средний объем эритроцита равен приблизительно 90 мкм3 и в одном кубическом миллиметре находится приблизительно 5•106 эритроцитов. Принимается, что эритроциты являются главным источником рассеяния ультразвука, так как лейкоцитов (хотя они гораздо больше эритроцитов) в крови относительно мало (7,5•103 мм-3), а тромбоциты, чья концентрация гораздо больше (3,5•105 мм-3), существенно меньше эритроцитов по размеру.

 

1.2.4.Затухание ультразвука в биологических тканях.

 

Затухание ультразвука, т.е. снижение энергии УЗ волн в процессе их распространения вглубь тканей, существенным образом влияет на акустическое изображение, прежде всего на максимальную глубину, с которой еще можно получать информацию, и на качество изображения.
Основными причинами затухания УЗ волн являются: отражение и рассеяние УЗ волн на неоднородностях, поглощение УЗ волн
Дополнительное затухание имеет место из-за расходимости УЗ луча, т.е. увеличения площади сечения луча с глубиной. Затухание из-за расходимости луча обычно по величине много меньше, чем вследствие отражения, рассеяния и поглощения УЗ волн.
Затухание из-за отражения и рассеяния определяется геометрическими размерами, свойствами и пространственным распределением акустических неоднородностей.
Поглощение обусловлено вязкостью, теплопроводностью биологических тканей, а также сложными процессами, полное понимание которых пока отсутствует.
На базе обширных экспериментальных исследований получены основные закономерности и количественные оценки величин затухания в различных биологических тканях, В зависимости от расстояния (глубины) амплитуда давления УЗ волны из-за рассеяния и поглощения уменьшается по экспоненциальному закону
(31)
где х - расстояние, пройденное УЗ волной, р0 начальная амплитуда давления (при х = 0), р - амплитуда давления на расстоянии х, α - коэффициент затухания.
В общем случае, где и - коэффициенты затухания, соответствующие рассеянию и поглощению ультразвука. Раздельно измерить каждый из коэффициентов довольно трудно. Поэтому обычно анализируется суммарный коэффициент затухания α. Для биологических тканей и воды он зависит от частоты, увеличиваясь с повышением частоты ультразвука.
При фиксированной частоте коэффициент затухания обычно выражается в логарифмических единицах - децибелах на единицу расстояния:
[дБ/см].(32)
Удобство логарифмической формы выражения коэффициента состоит в том, что степень затухания в децибелах на разных глубинах легко определяется умножением коэффициента а и величины х (в сантиметрах).
Например, если в какой-либо среде коэффициент α = 1 дБ/см на частоте 1 МГц, то на различных расстояниях х затухание характеризуется значениями, приведенными в табл. 4.

 

Таблица 4

 

wertt

 

ssess

Рис.7. Зависимость затухания ультразвука от частоты в биологических тканях: 1 – легкие, 2 – кости черепа, 3 – кожа, 4 – мышца, 5 – мозг взрочлого, 6 – мозг ребенка, 7 – печень, 8 – кровь, 9 – вода, 10 – среднее значение для мягких тканей.

 

На рис. 7 приведены экспериментально полученные характеристики затухания в биологических тканях в зависимости от частоты ультразвука. Для большинства тканей данные, опубликованные различными авторами, имеют существенный разброс. Поэтому на рис. 7 представлены примерные зависимости затухания от частоты, иллюстрирующие основные закономерности [3].
Несмотря на то, что имеются различия в величине затухания между тканями, можно построить некоторую среднюю зависимость затухания от частоты для мягких тканей. На рис. 7 эта зависимость изображена пунктиром и характеризуется всего одной цифрой 0,7дБ/(см МГц).
С помощью этой цифры очень легко определить среднее затухание на любом расстоянии на частотах ультразвука, применяемых в диагностике.
Если частоту обозначить f, а расстояние х, то среднее затухание ультразвука К в децибелах определяется простым соотношением К = 0,7 дБ/(см МГц)xf, в которое надо подставить х в см и f в МГц.
С увеличением частоты величина затухания увеличивается вследствие частотно зависимого характера затухания: уровень излученного датчиком сигнала на данной глубине уменьшается. В той же мере уменьшается уровень эхо-сигнала, полученного в результате отражения на этой глубине по мере прохождения им того же пути, но уже в обратном направлении - к датчику. На частоте f = 3,5 МГц затухание на глубине 10 см не приводит к серьезным последствиям - эхо-сигналы, принимаемые датчиком с этой глубины, имеют уровень, достаточный для их уверенного наблюдения. На частоте f = 5 МГц на той же глубине наблюдение очень слабых эхо-сигналов в ряде случаев может быть затруднено. На частоте f = 7,5 МГц нередко становится невозможно наблюдать даже сильные отражения - они неразличимы на фоне случайных шумов и помех. Поэтому предельная глубина наблюдения для частоты 7,5 МГц составляет 70-90 мм.
Возвращаясь к рис. 7, отметим, что костные ткани и ткани легкого имеют очень высокий уровень затухания - да¬же на самой низкой из обычно исполь¬зуемых в диагностике частот f= 2,5 МГц затухание составляет около 60 дБ/см.
Легкие и ткани, находящиеся за ними, по причине затухания не могут наблюдаться с помощью ультразвука.
Что касается костных тканей, то в ряде случаев, например при наблюдении, через относительно тонкую височную стенку черепа, можно получать информацию о структурах, расположенных за костной тканью.
Отдельно следует сказать о затухании в жидких средах. Затухание в крови меньше, чем в мягких тканях. В воде затухание очень мало: например, на частоте 7,5 МГц на расстоянии 10 см затухание составляет всего 1,2 дБ. Поэтому в моче и содержимом некоторых видов кист затухание также очень мало. Наблюдение через наполненный мочевой пузырь существенно облегчает получение информации о глубоко расположенных органах и широко используется в гинекологии. При наблюдении же водонаполненных кист вследствие малого в них затухания могут возникать артефакты, связанные с переотражением сигналов от границ кисты.
Малое затухание в воде дает возможность применять датчики с так называемой водной насадкой (water bag), которые позволяют исключить зону плохого наблюдения (мертвую зону) при исследовании близкорасположенных органов и структур.

aerew

Рис. 8. Увеличение периода колебаний и длительности импульса вследствие частотнозависимого затухания, а - исходный им¬пульс, б - тот же импульс после прохожде¬ния среды с затуханием.

 

Частотнозависимый характер затухания в биологических тканях, особенно в мягких, приводит к тому, что вид импульсного УЗ сигнала изменяется по мере увеличения расстояния, которое он проходит. Это связано с тем, что более высокочастотные составляющие сигнала ослабляются сильнее, чем низкочастотные. В результате средняя частота сигнала смещается по мере увеличения глубины в сторону более низких частот, а период колебаний и длительность сигнала увеличиваются (см. рис. 8) [3].

 

Рис.9. Изменение спектра акустического импульсного сигнала с увеличением глубины вследствие частотнозависимого характера затухания (х - глубина). Пунктирной линией показано изменение центральной частоты.

aassa

На рис. 9 показано изменение спектра акустического импульсного сигнала в зависимости от пути прохождения в мягких биологических тканях. Видно, что если на самых малых глубинах спектр изменяется незначительно, то с увеличением глубины кривая, описывающая форму спектра, заметно сдвигается влево. Если центральная частота излучаемого сигнала была равна 3,5 МГц, то на глубине 6 см она равна 3,1 МГц, а на глубине 12 см она близка к 2,8 МГц.
Смещение спектра эхо-сигнала в сторону низких частот с увеличением глубины должно учитываться при создании диагностического прибора. Поэтому во всех современных УЗ приборах используется автоматическая подстройка частоты приемника эхо-сигналов в зависимости от глубины или, что то же самое, от времени прихода эхо-сигналов.

 

1.2.5. Поглощение ультразвуковых волн

 

По мере распространения звуковой волны ее амплитуда уменьшается. Это связано с рядом причин: с уменьшением плотности энергии волны из-за увеличения поверхности волнового фронта (в частности, для сферических, цилиндрических и вообще расходящихся волн), поглощением энергии волны вследствие диссипативных процессов, вызываемых вязкостью и теплопроводностью среды, рассеянием на неоднородностях. Уменьшение амплитуды волны из-за процессов диссипации характеризуется коэффициентом поглощения α. Коэффициент поглощения УЗ волны зависит от свойств среды, частоты УЗ колебаний и для жидкостно-подобных сред определяется формулой Стокса:
(33)
где η – коэффициент вязкости среды. Коэффициент поглощения α измеряется в см-1 или в дБ/см. В первом случае величина, обратная α, носит название глубины проникновения ультразвука и определяет расстояние, на котором его интенсивность становится равной 14% от исходной величины. Абсолютное значение α в области УЗ частот можно измерять с ошибкой 2-5 %.
Характерные значения коэффициента поглощения тканей некоторых органов в расширенном диапазоне частот приведены на рисунке 10.
Трудности в определении коэффициента поглощения звука по результатам измерений состоят также в необходимости детального учета неоднородности излучаемого акустического поля, дифракционных эффектов, неизменности физических свойств среды.

glkg

Рис.10 Поглощающая способность биомедицинских тканей в расширенном диапазоне частот.

 

Для газов измерения на характерных медицинских частотах затруднены из-за очень большого поглощения.

 

1.2.6.Акустическое сопротивление, его влияние на отражение ультразвука.

 

Важнейшей характеристикой биологической среды является акустическое сопротивление Z, которое определяется как произведение плотности среды ρ и скорости звука с в ней: Z = ρс.
Прежде чем привести значения скорости звука, плотности, аку-стического импеданса (волнового сопротивления) и коэффициента поглощения α, характерные для медицинского ультразвука, вспомним природу звуковых волн.
УЗ волны являются акустическими колебаниями, существова¬ние которых обусловлено упругими силами, возникающими при де-формировании среды распространения. Иными словами, УЗ волна - это процесс распространения механических возмущений. Возмуще¬ния, для которых с высокой степенью точности справедлив прин¬цип суперпозиции, называются бесконечно малыми. Медицинский ультразвук соответствует распространению именно таких возмуще¬ний. Согласно современной классификации эти вопросы составляют предмет линейной акустики. В приближении линейной акустики скорость распространения любого возмущения не зависит от вели¬чины этого возмущения. Звуковая волна сжатия и разрежения характеризуется ря¬дом изменяющихся во времени и пространстве параметров. Прежде всего это амплитуда избыточного или звукового давления , где р - давление в возмущенной среде; р0 - среднее или равновесное давление. Другая величина, характеризующая звук, - колебатель¬ная скорость частиц жидкости или газа . Отметим, что для меди¬цинского ультразвука колебательная скорость частиц значительно меньше скорости распространения возмущений с (скорости звука). Поэтому акустическое число Маха Мак = /c всегда много меньше единицы. Звуковая волна сопровождается также отклонением плот¬ности от ее равновесного значения ρ0. Далее будет пока¬зано, что и совпадают по фазе и = /ρ0с. В знаменателе этого выражения - акустическое сопротивление среды.
Биологические ткани и органы являются в большинстве слу¬чаев жидкостно-подобными. Теория жидкого состояния до настоя¬щего времени детально не разработана. По этой причине теорети¬ческие расчеты скорости звука для биомедицинских приложений достаточно далеки от желаемых. Имеются лишь эмпирические и полуэмпирические выражения, дающие связь между с и такими ма¬кроскопическими параметрами, как плотность ρ и температура Т. Кроме того, скорость акустических волн является величиной, зави¬сящей от частоты колебаний (дисперсия скорости звука).
К настоящему времени накопилось очень большое количество работ по измерениям скорости ультразвука в биологических тканях, проведенным при самых разных физических условиях (темпера¬туре, давлении, частоте колебаний, плотности и т.д.). Методика та¬ких измерений хорошо отработана и изложена во многих учебниках по физической акустике
Типичные значения скорости звука, плотности и акустического импеданса биомедицинских тканей, измеренные в диапазоне частот 1-10 МГц и в интервале температур от 20 до 37 °С, приведены в табл. 5. Все измерения выполнены либо in vivo, либо на свежеуда¬ленных образцах ткани.

 

Таблица 5

tabl

 

1.3.Генерация и регистрация ультразвуковых волн:
1.3.1.Пьезоэффект

 

Пьезоэлектрический эффект - это наблюдающееся в образцах некоторых анизотропных материалов явление, заключающееся в нарушении равновесного распределения электрических зарядов под действием механической деформации образца. Возможен также и обратный пьезоэлектрический эффект, состоящий в механической деформации среды под действием внешнего электрического поля.
Пьезоэлектрическим эффектом обладают материалы различного типа, структура которых характеризуется сильными ионными связями. Один из классов таких материалов представляют естественные кристаллы, такие как кварц, турмалин, ниобат лития. Другой важный класс составляют сегнетоэлектрики - аморфные материалы типа некоторых керамик и пластмасс, имеющие микрокристаллическую структуру и обладающие в определенном интервале температур спонтанной (самопроизвольной) поляризацией, которая существенно изменяется под влиянием внешних воздействий.
Механизм прямого пьезоэлектрического эффекта демонстрирует рис. 1 на примере кристалла кварца, ячейка которого содержит три молекулы SiО2.
При сжатии вдоль вертикальной оси положительный ион Si и отрицательный ион О перемещаются в глубь ячейки, в результате чего на плоскостях А и В возникают заряды противоположного знака. Можно видеть, что пьезоэффект наблюдается в кристаллах, не имеющих центра симметрии, и невозможен в противном случае.
Для генерации и приема акустических волн в медицинских диагностических УЗ системах наиболее широко применяется поликри-сталлическая пьезокерамика, подвергнутая предварительной поляризации в электрическом поле, например цирконаттитанат свинца.
Аналогичными свойствами обладают, в частности, ниобат свинца и титанат лития. Эти материалы имеют сравнительно высокий коэффициент электромеханической связи и обладают заметной чувствительностью вне резонанса, что позволяет использовать их в широкополосном режиме. Кроме того, с учетом высокой диэлектрической проницаемости этих материалов из них могут быть изготовлены преобразователи достаточно малых размеров, электрический импеданс которых не будет чрезмерно большим.
Следующий важный класс биомедицинских пьезоэлектрических материалов образуют компаунды, структура которых позволяет осуществлять их напыление в виде тонких пленок на различные подложки. Наиболее известными среди них являются оксид цинка (ZnO), сульфид кадмия (CdS) и нитрид алюминия (AlN).
Количественной характеристикой пьезоэффекта является совокупность пьезоконстант - коэффициентов пропорциональности в соотношениях между электрическими величинами (напряженность электрического поля Е, поляризация, электрическое смещение) и механическими величинами (механические напряжения, относительные деформации). К основным параметрам относятся коэффициент электромеханической связи d33, определяющий ту часть электрической энергии, которая может быть преобразована в упругую энергию и наборот, и пьезоэлектрический модуль gзз, представляющий собой отношение наведенного электрического поля к единичной деформации и наоборот. Таким образом, в системах УЗ диагностики коэффициент электромеханической связи может быть охарактеризован как «константа излучения», а пьезоэлектрический модуль соответствует «константе приема».

 

Модель излучателя и его конструктивная реализация.

 

Основные закономерности формирования УЗ пучка можно проследить на примере функционирования несфокусированного плоского кругового единичного преобразователя. Поле, формируемое таким преобразователем, имеет ярко выраженную пространственную структуру: цилиндрически коллимированное ближнее поле (зона Френеля) и конически расходящееся дальнее поле (зона Фраунгофера). В ближней зоне пучок ультразвуковых лучей можно считать параллельным на расстоянии

 

L=α2/λ,

 

где α – радиус поршневого преобразователя. Это расстояние соответствует координате наиболее удаленного максимума поля в ближней зоне. Поясним это обстоятельство.
Потенциал поля излучения круглого поршня радиуса а, который гармонически колеблется в жестком экране с заданной амплитудой скорости υ0, определяется в любой точке пространства r интегралом Рэлея:

где S - геометрическая область, образуемая поверхностью излучателя, координата каждой точки которой задается вектором r'.
Обозначив в (3.2) величину |r - r'| через r и перейдя к цилиндрическим координатам ρиψ при интегрировании по поверхности S, запишем потенциал φ на оси излучателя в виде

где z - координата вдоль линии наблюдения. Проинтегрировав () по ψ, получим

Типичные графики зависимостей │φ(z)│ для двух поршневых преобразователей, имеющих радиусы, α = 1,5 см и α = 2,0 см и излучающих УЗ сигнал на частоте 3 МГц в однородную жидкостно-подобную среду (длина волны λ≈0,5 мм), изображены на рис. 3.2. Отметим характерные особенности поля в соответствии с выражением (3.4) и приведенными графическими данными. При значениях z, удовлетворяющих условию

абсолютная величина │φ(z)│ обращается в нуль, что отражает известный результат, заключающийся в том, что нули соответствуют четному числу зон Френеля, укладывающихся на излучателе. Ана-логично при значениях z, равных

абсолютная величина │φ(z)│ достигает максимальных значений, т.е. максимумы формируются в том случае, когда на излучателе укладывается нечетное число зон Френеля. Как и следовало ожидать, при координата наиболее удаленного максимума (n=0) оценивается соотношением ().

На рисунке 3.2 отчетливо видно, что интенсивность звука в ближнем поле изменяется довольно сложным образом. Однако в тех случаях, когда при создании УЗ интроскопических устройств необходимо оценить соответствующее распределение интенсивности звукового поля излучателя, можно воспользоваться соотношением

где Iо - максимальная интенсивность на оси излучателя; Iz - интенсивность излучения на расстоянии z от излучателя , k - волновое число.
На границе ближнего поля пучок ультразвуковых параллельных лучей становится расходящимся, изменения интенсивности, обусловленные интерференцией волн, постепенно сглаживаются и излучение распространяется с почти одинаковой интенсивностью по волновому фронту. Угловое расхождение пучка является функцией отношения λ/а и может быть представлено в виде

где β - половина телесного угла.

 

1.3.2.Ультразвуковые преобразователи

 

ahah

На рис. 3.3 схематично представлены основные элементы конструкции УЗ медицинского преобразователя [32]. Тонкий пьезокерамический излучатель помещается между задним поглощающим слоем и передним контактным слоем, после чего все три элемента встраиваются в защитный корпус.

 

УЗ преобразователь выполняет следующие функции:
преобразует электрические сигналы в механические (ультразвуковые) колебания с последующим излучением их в биологические ткани;
принимает ультразвуковые эхо-сигналы, отражаемые неоднородностями в биологических тканях, и преобразует эти сигналы в электрические для дальнейшего усиления и обработки;
обеспечивает формирование УЗ луча требуемой формы как в режиме излучения, так и в режиме приема;
выполняет сканирование, т.е. перемещение УЗ луча в обследуемой области с помощью специальных переключателей (коммутаторов) и управляющих сигналов.
Демпфер. Основное назначение демпфера соответствует его названию - это частичное смягчение (демпфирование) механических колебаний пьезоэлемента. Делается это для того, чтобы максимально расширить полосу ультразвуковых частот, излучаемых и принимаемых датчиком, что повышает продольную разрешающую способность прибора. Другая обязанность демпфера - поглощать излучение тыльной стороны пьезоэлемента, т.е. той, которая обратна рабочей стороне, контактирующей с телом пациента.
Согласующие слои. Наносятся на рабочую (излучающую и принимающую сигналы) поверхность пьезоэлемента поверх электрода. Служат для согласования акустических сопротивлений материала пьезоэлемента и биологических тканей. Хорошее согласование совершенно необходимо для того, чтобы обеспечить передачу с минимальными потерями акустических (ультразвуковых) сигналов от пьезоэлемента в биологическую среду и наоборот, а следовательно, повысить чувствительность датчика.
Акустическая линза. Изготовленная из материала со специально подобранными свойствами, акустическая линза фокусирует УЗ луч, т.е. обеспечивает минимальную ширину луча в определенном диапазоне глубин и, следовательно, улучшает разрешающую способность. Одновременно акустическая линза выполняет роль протектора - защитного слоя, предохраняющего пьезопреобразователь от повреждений в процессе работы.
Для изготовления УЗ преобразователя используются высококачественные материалы и сложное современное технологическое оборудование.

 

1.3.3. Типы датчиков

 

Типы датчиков и их названия определяются использованием в них различных ультразвуковых преобразователей и способов сканирования. В зависимости от вида преобразователей можно выделить:
♦ секторные механические датчики (sector mechanical probe) - с одноэлементными или многоэлементными кольцевыми решетками;
♦ линейные датчики (linear probe) -с многоэлементными линейными решетками;
♦ конвексные и микроконвексные датчики (convex или microconvex probe) - с конвексными и микро-конвексными решетками соответственно;
♦ фазированные секторные датчики (phased array probe) - с многоэлементными линейными решетками;
♦ датчики с двухмерной решеткой, линейные, конвексные и секторные.
Здесь мы назвали основные типы датчиков, не оговаривая их медицинское назначение, рабочую частоту и конструктивные особенности.
Рабочая частота является важнейшей характеристикой датчика. Приведем данные в виде таблицы 1, в которой даны количественные оценки разрешающей способности и максимальной рабочей глубины для датчиков с частотой 3,5; 5; 7,5 и 10 МГц. Из таблицы следует, что надо стремиться использовать датчики с большей частотой, так как они обеспечивают более высокое качество изображения, однако следует помнить, что при этом уменьшается глубина исследования. Поэтому выбор частоты датчика обусловлен максимальной глубиной расположения органов и структур, представляющих интерес для врача-диагноста. В ряде случаев при обследовании тучных пациентов приходится применять датчики с частотой 2,5 МГц, у которых максимальная рабочая глубина -240 мм, однако разрешающая способность при использовании таких датчиков и, следовательно, качество изображения хуже, чем при частоте 3,5 МГц. С другой стороны, для обследования структур, расположенных на очень малых глубинах, применяются датчики с частотой более 10 МГц.

axxaxz

Рис. 13. Основные типы датчиков для наружного обследования, а, б - секторные механиче¬ские (а - кардиологический, б – с водной насадкой; в - линейный электронный; г - конвексный; д - микроконвексный; е - фазированный секторный.

 

Внешний вид датчиков очень разнообразен, но большинство наиболее часто используемых видов датчиков в приборах различных фирм похожи и отличаются несущественными конструктивными элементами и размерами. На рис. 13 показаны основные типы датчиков для наружного обследования и их характерный вид. Рабочая поверхность датчиков, которая контактирует с телом пациента, на рисунке изображена более темной.
В секторных механических датчиках (рис. 13а, 136) рабочая поверхность (защитный колпачок) закрывает объем, в котором находится перемещающийся по углу одноэлементный или кольцевой УЗ преобразователь. Объем под колпачком заполнен акустически прозрачной жидкостью для уменьшения потерь при прохождении УЗ сигналов. Основной характеристикой секторных механических датчиков помимо рабочей частоты является угловой размер сектора сканирования а, который указывается в маркировке датчика (иногда дополнительно дается длина соответствующей дуги Н рабочей поверхности).
В линейных, конвексных, микроконвексных и фазированных (секторных) датчиках электронного сканирования рабочая поверхность совпадает с излучающей поверхностью УЗ преобразователя, которая называется апертурой, и равна ей по размерам. Характерные размеры апертуры используются в маркировке датчиков и помогают определиться при выборе датчика.
В линейных датчиках характерной является длина апертуры L (рис. 13в), так как именно она определяет ширину прямоугольной зоны обзора.
Следует иметь в виду, что ширина зоны обзора в линейном датчике всегда меньше на 20-40% длины апертуры. Таким образом, если указан размер апертуры 42 мм, ширина зоны обзора - не более 34 мм.
В конвексных датчиках зона обзора определяется двумя характерными размерами - длиной дуги Н (иногда ее хорды), соответствующей выпуклой рабочей части, и угловым размером сектора сканирования, а в градусах (рис. 13г). Пример маркировки конвексного датчика: 3,5 МГц/60"/60 мм. Реже для маркировки используется радиус Я кривизны рабочей поверхности, например: 3,5 МГц/бОЯ (радиус - 60 мм).
В микроконвексных датчиках характерным является R радиус кривизны рабочей поверхности (апертуры), иногда дополнительно дается угол дуги а, определяющий угловой размер сектора обзора (рис. 13д).
Для фазированного секторного датчика дается угловой размер сектора электронного сканирования в градусах.
Изображенные на рис. 13 датчики используются для наружного обследования. Помимо них существует большое количество внутриполостных и узкоспециализированных датчиков, в которых используются те же виды УЗ преобразователей, что представлены на рис. 12.

 

1.3.4.Технические характеристики датчика. Тест проверки.

 

Число элементов в датчиках и связанное с ним число приемно-передающих каналов электронного блока прибора определяет разрешающую способность и влияет на аппаратурные артефакты изображения. Чем больше число элементов и число каналов, тем выше, вообще говоря, качество изображения (см. раздел 3.2).
Число элементов в датчиках и каналов приема-передачи фирмы-производители указывают далеко не всегда. Вместе с тем, основное значение имеет не столько само число элементов датчика, сколько то, какая их часть от общего количества участвует в формировании УЗ луча: чем большее число элементов формирует УЗ луч, тем выше качество изображения. Можно предложить простой тест для определения того, какая часть элементов (или апертуры) датчика формирует УЗ луч на прием и передачу.
После включения прибора и установления на нем В-режима необходимо переключить фокусировку на передачу на самый дальний фокус. Далее следует смочить поверхность датчика водой или покрыть ее тонким слоем геля. После этого надо приложить к рабочей поверхности тонкий металлический предмет (толщиной не более 1-2 мм), например спицу, булавку, разогнутую скрепку, тонкую отвертку и т.д. Ось предмета (тест-объекта) должна быть ориентирована перпендикулярно плоскости сканирования, а начальное положение тест-объекта - середина рабочей поверхности датчика (рис. 30).
В процессе сканирования в приборе элементы датчика автоматически переключаются с помощью специального коммутатора таким образом, что в формировании УЗ луча на передачу и прием участвует одновременно только часть из всех элементов: 16 из 80, 32 из 96 или из 128, 64 из 128 или из 192 и т.д., в зависимости от класса прибора и типа датчика.
Тест-объект контактирует только с одним элементом, и если этот элемент возбуждается на передачу и подключен на прием, то между элементом и хорошо отражающим ультразвук тест-объектом появляются многократные переотражения УЗ сигнала с очень небольшим затуханием, в результате чего на экране монитора можно наблюдать светлую акустическую строку. Если элемент возбуждается 16 раз (при числе каналов а передачу - прием, равном 16), а число элементов в датчике 80, то в формировании луча участвует 1/5 часть элементов датчика, и мы увидим на экране засвеченную часть изображения шириной в 1/4 от общей ширины изображения (рис, 31а). при этом на меньших глубинах относительная ширина засвеченной зоны может ступенчато или плавно изменяться, что свидетельствует об автоматическом изменении апертуры в процессе динамической фокусировки на прием. При 32 каналах на прием-передачу 128 элементах в датчике в формировании луча участвует 1/4 часть элементе датчика и на большой дальности засвечивается 1/3 ширины изображения (рис. 316). При 48 и более каналах в датчике засвечивается не менее 1/2 ширины изображения (рис. 31 в, 31 г).
Чем большее число каналов имеется в приборе, тем большая часть ширины изображения засвечивается при работе с тест-объектом и тем лучше, как правило, поперечная разрешающая способность прибора.
С помощью элементарного тест - объекта можно также быстро проверить работоспособность всех каналов прибора и элементов датчика. Для этого надо медленно вести тест-объект вдоль рабочей поверхности датчика от одного края датчика к другому, сохраняя ориентировку оси тест - объекта перпендикулярной плоскости сканирования, как это показано на рис. 30. При этом засвеченная часть изображения будет перемещаться по эхограмме,
отслеживая перемещение тест - объекта по поверхности датчика.
Если прибор исправен, засвеченная часть не изменяется по своему виду в процессе перемещения тест - объекта и только обрезается на краях зоны обзора. Изменение вида засвеченной области или вообще исчезновение акустических строк при некоторых положениях тест - объекта свидетельствует о неисправности каналов прибора или элементов датчика.

 

1.4.Основные характеристики ультразвуковых сканеров.

 

Качество изображения и диагностическая информативность УЗ прибора зависят от его аппаратурных возможностей и определяются рядом технических характеристик, основными из которых являются следующие:
1. Пространственная разрешающая способность (разрешение) - служит важнейшей характеристикой прибора, так как от нее зависит способность различать малые объекты и структуры, близко расположенные друг к другу. В качестве меры разрешающей способности принимается минимальное расстояние между двумя малыми отражающими объектами при котором, наблюдая изображение на экране, можно их видеть раздельно, т.е. принять решение о наличии двух элементов. Для того чтобы исключить влияние размеров объектов на оценку разрешающей способности, в качестве элементов принимаются точечные отражающие объекты.

zazaz

Рис. . К определению разрешающей способности по Рэлею, а – хорошее разрешение, б – предельное разрешение (L – мера разрешающей способности), в – разрешения нет.

 

На практике для определения минимального расстояния различимости используется классический критерий, при котором полагается, что точечные объекты разрешаются (т.е. воспринимаются раздельно), если в суммарном сигнале от них есть провал (двугорбость). На рис. 1 изображены типичные случаи: а) хорошего разрешения - сигналы от точечных отражателей воспринимаются раздельно; б) предельного разрешения - сигналы от отражателей воспринимаются раздельно, но при дальнейшем сближении отражателей сигналы от них сливаются, т.е. провал между ними исчезает, и тогда имеет место случай в) разрешения нет.
Применительно к УЗ системам получения изображения следует различать продольную разрешающую способность (longitudinal resolution) и поперечную разрешающую способность (lateral resolution).

prodol

Рис. . Продольное разрешение.

 

О продольной разрешающей способности мы говорим, когда точечные отражатели находятся в одном УЗ луче и изменяется их взаимное положение вдоль оси луча (рис. 2). Эхо-сигналы от элементарных отражателей а и б разрешаются, если огибающие этих сигналов пересекаются на достаточно низком уровне (см. рис. 1а, 16). На рис. 2 огибающие эхо-сигналов обозначены пунктиром. Видно, что если огибающая сигнала менее протяженная во времени, т.е. сигнал во времени занимает более короткий интервал (случай I), то разрешающая способность выше. В случае I отражатели а и б могут располагаться ближе, чем в случае II, и при этом наблюдаться раздельно, не сливаясь. Эхо-сигнал получается в результате отражения зондирующего сигнала и практически повторяет его вид, поэтому продольная разрешающая способность определяется видом зондирующего импульса, прежде всего протяженностью его огибающей во времени, а также формой, в частности наличием или отсутствием так называемых «боковых лепестков».
Для получения более высокой продольной разрешающей способности желательно использовать более короткие зондирующие сигналы. Однако имеются определенные физические ограничения - в акустическом сигнале не может быть менее 1-2 периодов колебаний. Поэтому зондирующий импульс с более высокой частотой колебаний внутри огибающей в принципе может быть короче, чем импульс с более низкой частотой (случай I по сравнению со случаем II на рис. 2). Вот почему датчики с высокой частотой обеспечивают более высокую разрешающую способность. В табл. 1 даны примерные количественные оценки продольной разрешающей способности для современных приборов среднего класса. Нетрудно заметить, что продольная разрешающая способность обратно пропорциональна частоте датчика. При данной рабочей частоте датчика продольная разрешающая способность несколько ухудшается с увеличением глубины, что связано с частотнозависимым характером затухания сигналов с глубиной.

tablic

О поперечной разрешающей способности говорится в случае, когда точечные отражатели располагаются на одной глубине или на линии, перпендикулярной осям УЗ лучей (рис. 3). Интересно рассмотреть следующие практические случаи.

axaxax

График, иллюстрирующий табл.1.

 

I. Отражатели а и б находятся в границах одного луча. При этом отсутствует возможность принять решение о разрешении двух отражателей.
II. Отражатели находятся в двух соседних лучах. И в этом случае, если не используются специальные методы обработки сигналов, невозможно принять решение о том, что наблюдается два отражателя или один протяженный объект одновременно находящийся в двух соседних лучах.
III. Отражатели находятся в различных лучах, между которыми есть один или несколько лучей. В этом случае отражатели полностью разрешаются.
Таким образом, поперечная разрешающая способность определяется расстоянием между лучами и ухудшается с увеличением этого расстояния. Располагая лучи ближе друг к другу в процессе сканирования, т.е. повышая плотность лучей, можно улучшить поперечную разрешающую способность. При этом ширина лучей должна быть меньше или того же порядка, что и расстояние между их осями, только тогда будет достигнут эффект улучшения разрешающей способности.

adadad

Рис. . Поперечное разрешение.

 

Очевидно, что между соседними лучами не должно быть больших промежутков. В противном случае появляется риск не увидеть отражатель, находящийся между границами соседних лучей (см. случай IV на рис. 3). Поэтому стремятся обеспечивать достаточно высокую плотность лучей и даже частичное наложение лучей друг на друга. Конечно, взаимное расположение лучей в существенной мере зависит от характера сканирования линейного, конвексного или секторного. Вследствие этого от способа сканирования зависит и разрешающая способность.
Ширина УЗ луча с уменьшением глубины также уменьшается (см. рис. 3). Исключение составляет так называемая ближняя зона (т.е. зона перед фокусом), где ширина лучей велика. Наименьшую величину ширина лучей имеет в зоне фокуса, по мере увеличения глубины ширина луча в дальней зоне увеличивается практически пропорционально глубине и на максимальной глубине в ряде случаев может резко увеличиваться. Соответственно и поперечная разрешающая способность, связанная с шириной УЗ луча, изменяется в зависимости от глубины. Наилучшей она является в зоне фокуса, далее с глубиной она ухудшается. Наихудшая поперечная разрешающая способность в ближней зоне и на максимальной глубине.
Для того чтобы количественно охарактеризовать поперечную разрешающую способность, иногда ее оценивают на половине максимальной глубины, принятой для данной рабочей частоты датчика. В табл. 1 приведены примерные значения поперечной разрешающей способности на половинной глубине для различных частот датчика. Данные характеризуют приборы среднего класса, в приборах высокого класса может достигаться более высокая поперечная разрешающая способность. В последнем столбце табл. 1 даны значения максимальной рабочей глубины, характерные для приведенных рабочих частот датчика. Поперечная разрешающая способность в принципе может быть увеличена за счет увеличения рабочей (излучающей и принимающей) поверхности датчика.
Как было показано, поперечная разрешающая способность, как правило, хуже продольной и ухудшается с глубиной, что иллюстрирует рис. 3. Вместе эти две величины характеризуют пространственную разрешающую способность, которая непосредственно связана с таким понятием, как зернистость изображения. Этим понятием часто пользуются специалисты при сравнительной оценке качества изображения различных приборов. И хотя в этой оценке может быть некоторая субъективность, в основе оценки объективные технические возможности конкретных приборов и прежде всего их пространственная разрешающая способность. Рассмотрим, как будет выглядеть на экране прибора одиночный точечный отражатель (рис. 4). В зависимости от того, в какой зоне луча он будет находиться (а, б, в, г, д), соответствующая ему яркостная отметка на экране будет иметь вид чечевицы (эллипса) разного размера на рис. 4 она изображена в виде заштрихованного пятна. Хотя на размер этого пятна влияют отражающие свойства точечного объекта и разрешающая способность собственно монитора, тем не менее в основном размер малой оси эллипса (вдоль оси луча) определяется продольной разрешающей способностью, а размер большой оси эллипса (поперек оси луча) - поперечной разрешающей способностью.
Из таких отметок (пятен) различного уровня яркости строится акустическое изображение, как из элементов мозаики. Чем меньше размер элементов изображения (см. табл. 1), тем более четким и менее зернистым воспринимается изображение.
2 Чувствительность. Наряду с разрешающей способностью чувствительность является важнейшей характеристикой, определяющей диагностическую эффективность УЗ сканера. Чувствительностью называется способность обнаруживать малые элементы структуры на фоне мешающих сигналов (помех) и собственных шумов системы. Любая электронная система, принимающая и отображающая сигналы, подвержена влиянию внешних помех (от посторонних источников), внутренних помех (так называемых «наводок» на приемные цепи от других блоков системы) и, самое главное, собственных тепловых шумов приемного тракта, вызванных хаотическими движениями носителей электрического заряда в проводниках; интенсивность этих движений зависит от температуры. Прием сигналов от отражающих структур в глубине обследуемого объекта происходит на фоне этих помех и шумов.

asasas

Рис. . Элементы изображения (пиксели)

 

aeaeae

Рис. . К определению чувствительности – наблюдение сигнала на фоне шума.

 

Типичный вид осциллограммы смеси сигнала и шума на выходе приемного тракта УЗ сканера показан на рис. 5, где видны случайные шумы, хаотически изменяющиеся по амплитуде, и на их фоне полезные эхо-сигналы (выделены жирной линией). Полезные сигналы малого уровня (1 и 4 на рис. 5) практически не отличаются от шумовых импульсов. Относительно сигналов 2 и особенно 3 можно более или менее уверенно принять, что они являются полезными сигналами. На экране монитора этим амплитудам соответствуют отметки от шумовых импульсов, устанавливается некоторый амплитудный порог (рис.), ниже которого сигналы не отображаются на экране. Выбор этого порога является компромиссом между стремлениями отсечь как можно большее количество шумов и обнаружить малые полезные сигналы. Количественно чувствительность определяется величиной минимального полезного эхо-сигнала, который может быть выделен на фоне шумов. Чувствительность УЗ прибора зависит от характеристик входных цепей приемника УЗ сканера и более всего от качества датчика, в первую очередь эффективности преобразования УЗ колебаний в электрические и наоборот.
Особенно важна чувствительность прибора при работе на больших глубинах, где уровень полезных сигналов снижается вследствие затухания в биологических тканях. Поэтому чувствительность определяет максимальную рабочую глубину, на которой еще обеспечивается уровень полезных сигналов, достаточный для их наблюдения.
Затухание УЗ сигналов в биологической среде в существенной мере увеличивается с частотой. Поэтому максимальная глубина с увеличением частоты датчика уменьшается. Приведенные в таблице 1 значения максимальной глубины для различных частот датчика примерно соответствуют характеристикам приборов среднего класса.
Динамический диапазон. Этот параметр характеризует способность УЗ системы отображать одновременно малые и большие сигналы, передавая различия в их уровне. Количественно динамический диапазон определяется отношением максимального сигнала к минимальному сигналу, отображаемому системой. Минимальным сигналом является сигнал, превышающий порог чувствительности. Максимальным отображаемым сигналом считается такой, который еще не «обрезается» сверху, проходя через систему, т.е. изменения этого сигнала на входе приводят к изменению яркости соответствующей отметки на экране.

ararear

Рис. .Понятие о динамическом диапазоне D.

 

На рис. 6 показан вид зависимости выходных сигналов Uвых от входных сигналов Uвх, а также осциллограммы сигналов на входе Uвх(t) и на выходе Uвых(t). Сигнал 1 соответствует пороговому уровню (уровню чувствительности), сигнал 2 имеет некоторую среднюю амплитуду, а сигнал 3 является максимальным, так как хоть он и близок к ограничению, однако его малое изменение (обозначено пунктиром) еще может быть передано на выход. Сигнал 4 системой ограничивается, и его изменение на входе не передается на выход.
Естественно, чем больше динамический диапазон системы, тем больше информации о различных структурах может быть отображено на экране монитора.
С динамическим диапазоном связано понятие контрастной разрешающей способности, которая определяет способность прибора передавать малые различия в уровне сигналов. Особенно важна эта способность для выявления небольших диагностически значимых изменений в характеристиках биологических тканей.
Временная разрешающая способность. Характеризует способность системы воспринимать и отображать с достаточной скоростью изменение акустических характеристик биологических структур во времени. Особенно важна эта способность при исследовании работы сердца и сосудов в динамике. Временная разрешающая способность определяет возможность получать информацию о движущихся структурах в реальном времени. Прежде всего временная разрешающая способность зависит от максимальной частоты кадров прибора в секунду. Так, для исследования работы сердечно-сосудистой системы в динамике частота кадров должна быть не менее 16-20 Гц.

 

1.5.В-режим, М-режим:
1.5.1.Формирование ультразвуковых изображений;

 

Режим В. Из всех возможных способов получения диагностической информации о биологических структурах с помощью ультразвука наибольшее распространение имеет способ получения двухмерного изображения в плоскости его поперечного сечения. При этом применяется периодическое излучение УЗ импульсов во внутренние структуры организма и прием сигналов, отраженных акустическими неоднородностями структур. Совокупность принятых сигналов, называемых эхо-сигналами, позволяет построить акустическое изображение биологических тканей на специальном индикаторе (мониторе). Отраженные от структурных неоднородностей акустические сигналы образуют на экране монитора строки развертки, соответствующие направлениям распространения ультразвука в ткани. В стандартном варианте для генерации и регистрации УЗ сигналов используется один и тот же пьезоэлектрический преобразователь (одна и та же приемно-излучательная система). Одна из координат В-изображения пропорциональна времени прихода эхо-сигналов малой длительности, отраженных от неоднородностей акустического импеданса вдоль прямолинейной (в рамках выбранной модели) траектории распространения тестового УЗ сигнала. Время прихода очередного отраженного импульса соответствует глубине залегания соответствующей структуры: эхо-сигналы от структур, расположенных вблизи преобразователя, приходят раньше, чем эхо-сигналы от глубинных структур. Поперечная координата соответствует новому положению преобразователя, которое достигается либо механическим перемещением, либо в неявном виде электронным способом. Процесс сканирования продолжается до тех пор, пока исследуемая область не будет полностью содержаться в растре изображения.
Таким образом, информация получается, прежде всего за счет отражения УЗ колебаний и образования эхо-сигналов - вторичных сигналов, распространяющихся в сторону, обратную направлению излучения. Величина (уровень) эхо-сигналов определяется отражающими свойствами границ раздела структур, что прежде всего связано с различием акустических характеристик структур. Кроме того, на характеристики акустического изображения влияют такие физические эффекты, как:
преломление - изменение направления распространения УЗ сигналов при переходе из одной среды в другую;
рассеяние - многократное переотражение УЗ сигналов на мелких неоднородностях;
поглощение УЗ сигналов вследствие вязкости среды.

В общем виде структурная схема получения акустического изображения представлена на рис. 1. Датчик (зонд) обеспечивает излучение УЗ сигналов в определенных направлениях и прием отраженных эхо-сигналов с этих же направлений. Изменяя направление излучения-приема, датчик осуществляет сканирование, т.е. последовательный «просмотр» обследуемой области. Для того чтобы избежать потерь мощности УЗ сигналов при прохождении через воздух, в котором затухание сигналов резко возрастает, между поверхностью обследуемого объекта (тела пациента) и рабочей поверхностью датчика наносится слой специального геля, хорошо проводящего ультразвук.
Излучение и прием УЗ сигналов в процессе сканирования осуществляется периодически, при этом каждый раз в ограниченной области пространства, которая называется УЗ лучом. На рис. 2 в укрупненном масштабе изображен луч 1, который ориентирован в соответствии с направлением своей оси (штрих-пунктир). В режиме излучения границы луча (сплошная линия) определяют область, в которой в основном сосредоточена излучаемая мощность. Конечно, это не означает, что за пределами границы мощность сразу спадает до нуля - это физически невозможно. Граница является условной и обычно проводится по точкам, в которых уровень мощности излучения уменьшается по сравнению с максимальным уровнем на данной глубине в определенное число раз, например в 4 раза (минус 6 децибелов, кратко -6 дБ) или в 10 раз (-10 дБ). Максимальный уровень излучения на каждой глубине имеет место вдоль оси луча. Все сказанное относится к режиму излучения, и луч в этом случае мы называем передающим.
В начале очередного цикла сканирования устройство управления сканированием (см.рис.1)обеспечивает установку луча датчика в положение 1 (см. рис. 1, 2). Устройство передачи-приема сигналов формирует короткий передающий электрический импульс, который поступает на датчик. В датчике электрический импульс преобразуется в зондирующий акустический импульс, который излучается в направлении оси луча. Зондирующий импульс начинает движение внутрь биологического объекта, распространяясь со скоростью, близкой к скорости звука в воде (С = 1500 м/с). По мере движения в пределах луча зондирующий импульс уменьшается по мощности вследствие отражения, рассеяния и поглощения части его энергии.
Сразу же по окончании излучения зондирующего импульса датчик вместе с устройством передачи-приема переходит из режима передачи в режим приема сигналов. При этом можно говорить о приемном луче датчика, определяющем пространственную область, в которой датчик имеет максимальную чувствительность на прием. Луч на излучение (передачу) и приемный луч совпадают по направлению и близки по виду, но в общем случае не обязательно одинаковы по форме, что определенным образом влияет на акустическое изображение.
Если на пути зондирующего импульса, который продолжает свое путешествие в границах передающего луча, встречаются акустические неоднородности (например, а, и б, на рис. 1 и 2), часть мощности зондирующего импульса в виде эхо-сигналов отражается в различных направлениях, в том числе и в направлении на датчик (рис. 3). Учитывая то обстоятельство, что зондирующий импульс распространяется не только в пределах передающего луча, но и за его границами (хотя и существенно меньшего уровня), характеристики приемного луча чрезвычайно важны для получения качественного акустического изображения. Если приемный луч такой же ширины, как и передающий, это позволяет практически исключить прием эхо-сигналов из области за пределами общих границ лучей.
Эхо-сигналы от неоднородностей (а, и б, на рис. 2) в пределах границ лучей при достаточном уровне отражения принимаются датчиком, преобразуются в электрические импульсы и после усиления в устройстве передачи-приема поступают в устройство преобразования, обработки и запоминания сигналов (рис. 1). На выходе этого устройства формируются сигналы в виде, позволяющем отображать их на телевизионном мониторе. Эхо-сигналы отображаются в виде яркостных отметок на невидимой линии, соответствующей оси УЗ луча 1. На рис. 1, где показан вид экрана монитора, оси лучей обозначены пунктиром. Информация в виде яркостных отметок вдоль осей называется акустическими строками. Яркость отметок на акустических строках соответствует амплитуде принятых эхо-сигналов.
Точно так же, как и для луча 1, осуществляется излучение и прием сигналов в следующем зондировании в направлении луча 2. Ось луча 2 отстоит от оси луча 1 на расстоянии, соизмеримом с шириной луча. При этом принимаются эхо-сигналы от неоднородностей, находящихся в границах луча 2 (а2 и б2 на рис. 2). Таким же образом осуществляется зондирование в лучах 3, 4 и т.д. до последнего луча п. Оси всех лучей находятся в одной плоскости, которая называется плоскостью сканирования. Все эхо-сигналы, принятые и преобразованные прибором, отображаются на телевизионном мониторе на акустических строках, каждая из которых соответствует своему лучу. В результате образуется яркостное изображение, отсюда и название В-режим (от слова brightness - яркость). Другое обозначение для В-режима – 2D-режим (от слова two-dimensional - двухмерный). Акустическое изображение с достаточно высокой точностью воспроизводит геометрические формы внутренних структур. Прежде всего за счет того, что взаимное расположение акустических строк на экране монитора в определенном масштабе точно воспроизводит взаимное расположение осей соответствующих лучей, переключаемых в процессе сканирования. Положение отражающих неоднородностей вдоль акустической строки может быть вычислено посредством измерения времени прихода эхо-сигналов от них относительно начала зондирования (рис. 3). Здесь используется то обстоятельство, что скорость распространения ультразвукового импульса в мягких тканях не сильно варьирует в зависимости от типа тканей (как правило, в пределах ±5%) и близка к скорости ультразвука в воде. Поэтому глубину расположения отражающего образования по оси луча (акустической строке) можно вычислить по формуле

 

L=tC/2,

 

где L - расстояние отражателя до датчика, t - интервал времени между началом зондирования и моментом прихода эхо-сигнала, С - усредненная скорость ультразвука в мягких тканях (обычно принимается С - 1540 м/с).
Деление на 2 учитывает, что за время t сначала расстояние L проходит зондирующий сигнал, а потом эхо-сигнал проходит тот же путь обратно. Время t может быть достаточно точно измерено, скорость С полагается известной, поэтому величина L определяется в приборе для каждого эхо-сигнала, и в соответствии с результатом этого вычисления яркостная отметка отображается на акустической строке.
Типичный вид В-эхограмм дан на рис. 4. На рис. 4а показана эхограмма полученная в В-режиме, а на рис. 46 одновременно две эхограммы в режиме В + В (или режиме В/В), который очень часто используется, чтобы сравнивать изображения, полученные в разное время, в разных ракурсах, или изображения парных органов.

 

Формирование ультразвуковых изображений

 

Непосредственно «видеть» звук не представляется возможным. Поэтому все методы акустической интроскопии требуют преобразования акустической информации в видимую. Наиболее распространенный метод - преобразование акустического сигнала в электрический при помощи электромеханического преобразователя и последующая обработка электрического сигнала для визуального представления в виде A-, B-, М-эхограмм.
А-эхограмма - это представление в виде осциллограммы на экране электронно-лучевой трубки зависимости амплитуды УЗ сиг¬нала, отраженного от препятствий (импедансных границ или импедансных неоднородностей), встречающихся вдоль траектории зон¬дирующего ультразвукового сигнала, от глубины сканирования. Для визуализации структуры органа или ткани вдоль луча по го¬ризонтальной оси откладывается время (глубина сканирования), по вертикальной - амплитуда отраженного сигнала для момента времени, соответствующего отражению от неоднородности. Проме¬жутки времени между зондирующими пакетами импульсов выби¬раются при этом так, чтобы можно было произвести регистрацию отраженного сигнала, соответствующего максимальной глубине ска¬нирования.
В методе яркостной индикации (В-эхограмма) отраженный сиг¬нал модулирует яркость луча электронно-лучевой трубки при его линейной горизонтальной развертке. Яркость каждого элемента на экране пропорциональна амплитуде эхо-сигнала, а расстояние вдоль строки пропорционально расстоянию до отражающей струк¬туры. Таким образом, измеренный сигнал представляется на экране монитора точно так же, как и при формировании А-эхограммы, но в отличие от последнего каждому положению луча на области скани¬рования соответствует строго определенное положение на устрой¬стве отображения.
Сначала изображение по этому методу получали на экране двухуровневой запоминающей электронно-лучевой трубки, обла¬давшей очень узким динамическим диапазоном яркостей, что при¬водило к утере значительной доли информации, содержащейся в амплитуде эхо-сигнала, диапазон которой достигал около 30 дБ. По¬этому на экране регистрировались только сильные зеркально отраженные сигналы. С созданием аффективных преобразователей УЗ изображения появилась возможность использования дисплеев с ши¬роким динамическим диапазоном яркости. Это привело к возникно¬вению нового метода обработки сигналов и их представления в виде полутоновых изображений (метод «серой шкалы») - метода В-сканирования («Brightness-Mode Imaging»), получившего наибольшее распространение в современной УЗ диагностической аппаратуре. (Рычагов)
М-режим работы используется для регистрации изменения пространственного положения подвижных структур во времени. Отсюда и название режима - от слова motion - движение (иногда ТМ - от слов time motion - движение во времени). Наиболее часто режим ис¬пользуется для исследования движения структур сердца.
В М-режиме зондирование периодически повторяется в одном и том же направлении акустического луча. При формировании М-эхограммы в каждом зондировании амплитудная информация об эхо-сигналах с различных глубин отображается в виде отметок различной яркости вдоль вертикальной линии на экране (акустической строки). Следующему зондированию соответствует своя линия, расположенная правее предыдущей, и в процессе перемещения столбца с каждым новым зондированием формируется двухмерная М-эхограмма (рис. 9). Положение яркостных отметок по вертикали пропорционально глубине отражающей структуры (например, сердечного клапана). На горизонтальной оси меняются моменты зондирования (х1, х2... и т.д.), каждому из которых соответствует новое положение подвижных структур. С помощью М-эхограммы можно количественно оценивать геометрическое смещение подвижных структур и измерять изменение взаимного положения различных структур (например, просвет в клапанах сердца, изменение размера желудочка и т.д.). (Осипов)

 

1.5.2.Практические рекомендации по работе в режимах В и М

 

Специалист УЗ диагностики в своей практической работе постоянно сталкивается с проблемами правильного выбора параметров и режимов функционирования УЗ прибора, с помощью которого проводится исследование.
Предварительная настройка изображения. Настройка изображения производится после подключения выбранного датчика и включения режима В. На мониторе прибора имеются ручки управления «яркость» (brightness) и «контрастность» (contrast), с помощью которых следует наилучшим образом настроить изображение. Эти регулировки не представляют особых трудностей, так как они аналогичны тем, которые имеются в домашних телевизорах. Если на экране в режиме В отображается так называемая «серая шкала», то с ее помощью настройка существенно облегчается, так как можно контролировать правильность настройки, добиваясь, чтобы все градации серого, начиная от самой темной и до самой светлой, были видны и мягко переходили одна в другую по всей шкале.
Гамма-коррекция. Постпроцессинг. Во многих приборах существу¬ют регулировки, которые позволяют изменять соотношение яркости отображения слабых и сильных сигналов. Это делается с помощью гамма-коррекции (view gamma) и постпроцессинга (post processing) амплитуд эхосигналов. Иногда обе функции регу¬лировки объединены в одну, которая называется гамма-коррекцией, или регулировкой постпроцессинга.
Гамма-коррекция служит для согласования характеристик прибора, обеспечивающих отображение сигналов различной амплитуды на экране, с особенностями восприятия яркостных отметок человеческим глазом, чтобы обеспечить более равномер¬ное наблюдение сигналов во всем ди¬апазоне изменения их амплитуд.
Название «постпроцессинг» обусловлено тем, что имеется в виду воздействие на амплитудные характеристики сигналов после их приема, усиления, преобразования в цифровую форму и предварительной обработки в приборе. Назначение постпроцессинга - изменять яркость отображения с тем, чтобы подчеркнуть слабые, средние или сильные по амплитуде сигналы или, наоборот, заглушить определенные сигналы, оставив в основном информацию о других сигналах.
При управлении гамма-коррекцией обычно используется регулировочная характеристика, близкая к линейной (рис. 23а). В абдоминальных исследованиях может использоваться характеристика типа изображенной на рис. 236, позволяющая лучше выделить слабые сигналы. При наблюдении сердца и сосудов используется характеристика типа рис. 23в, подчеркивающая контраст на границах сред мягкие ткани - кровь и поэтому позволяющая лучше наблюдать контуры структур сердца.
В некоторых приборах осуществлятся специальная регулировка гамма-характеристики с целью наилучшего согласования с устройством регистрации (photo gamma).

awawaw

Рис. 23. Гамма-коррекция позволяет измеянять соотношение яркостей слабых, средних и сильных по интенсивности сигналов. J - интенсивность эхо-сигналов, В - яркость отображения эхо-сигналов.

 

В зависимости от типа подключаемого устройства регистрации (видеомагнитофона, видео-принтера и т.д.) устанавливается та или иная гамма-характеристика.
Типичные примеры характеристик постпроцессинга приведены на рис. 24. Характер преобразования интенсивности эхо-сигналов J в яркость В соответствующих отметок на экране здесь может изменяться более радикальным образом, чем при гамма-коррекции. Помимо наиболее часто используемой линейной характеристики (рис. 24а), можно использовать режекцию (отсечку) слабых и ограничение или режекцию сильных сигналов (рис. 246 и 24в), а также режекцию слабых сигналов при линейной передаче средних и сильных сигналов (рис. 24г). Основное назначение прак¬тически всех видов постпроцессинга -уменьшить уровень шума на изображении, а иногда и устранить очень сильные сигналы и выделить таким образом сигналы средней интенсивности. При этом можно изменить пороговые уровни режекции слабых и ограничения или режекции сильных сигналов так, как это показано на рис. 24д-24ж.
Постпроцессинг редко используется в простых приборах - в основном это принадлежность более сложных и дорогих приборов. Помимо приведенных наиболее часто используемых характеристик могут применяться и другие, например режекция сигналов среднего уровня или снижение уровня (компрессия) слабых и сильных сигналов.
Достоинством постпроцессинга является то, что он позволяет улучшить восприятие тех сигналов, которые в большей мере интересуют исследователя, и убрать мешающие шумы.
Однако пользоваться постпроцессингом следует с большой осторожностью. Необходимо помнить, что любые виды амплитудного преобразования эхо-сигналов после их приема не могутдобавить информации, а во многих случаях, например при режекции, уменьшают объем информации. Поэтому линейная характеристика, смягченная гамма-коррекцией для лучшего воспри¬ятия, является наиболее подходящей в большинстве случаев.
Неизменность используемой характеристики постпроцессинга (линейной или близкой к ней) дает возможность наблюдать акустические изображения в одних и тех же условиях, что особенно важно при повторении наблюдения пациента для оценки изменения наблюдаемой картины во времени.
Усиление. Управление усилением позволяет выбрать наилучший для наблюдения уровень амплитуд наблюдаемых на экране эхо-сигналов. В ряде инструкций по эксплуатации сканеров говорится о том, что управление усилением служит для регулировки чувствительности. Это неправильно. Изменение усиления не влияет на чувствительность приема эхо-сигналов, т.е. не улучшает отношение сигнал/шум при увеличении усиления и не уменьшает это отношение при снижении усиления.
Увеличение усиления повышает яркость всех наблюдаемых сигналов; при этом, в силу ограниченности динамического диапазона прибора (см. ниже), сильные сигналы могут достигнуть максимальной (предельной) яркости, и различия между ними становятся не видны, что затрудняет их наблюдение. Слабые сигналы отображаются на экране также более ярко, одновременно повышается и уровень случайных шумов (характерный мерцающий фон на максимальных глубинах изображения).
Уменьшение усиления дает возможность лучше наблюдать и различать сильные сигналы, однако при малом усилении ухудшается наблюдение слабых сигналов.
Таким образом, оптимальный выбор уровня усиления есть всегда компромисс между противоречивыми условиями, необходимыми для хорошего наблюдения сильных и слабых эхо-сигналов. На практике исследователь довольно быстро осваивает требуемый навык управления усилением.
Для управления усилением в каждом из режимов В или М используется своя ручка регулировки.
Динамический диапазон. Динамический диапазон (dynamic range) характеризует способность прибора отображать одновременно очень малые и большие сигналы, передавая различие в их уровне. Чем больше динамический диапазон, обычно измеряемый в децибелах, тем лучше указанная способность. Как правило, наблюдение в В-режиме целесообразно начинать при максимальном динамическом диапазоне - в этом случае можно получить наиболее полную информацию о наблюдаемых структурах. Специальная регулировка динамического диапазона имеется только приборов среднего и высокого класса, и то далеко не у всех. В отсутствие такой регулировки изменять динамический диапазон можно с помощью усиления. Меняя усиление в большую или меньшую сторону, можно соответственно улучшать наблюдение малых или больших эхо-сигналов.
Уменьшение динамического диапазона повышает контрастность акустического изображения в некотором диапазоне амплитуд эхо-сигналов. Изменение усиления в этом случае дает возможность смещать диапазон повышенной контрастности наблюдения в область малых, средних или сильных сигналов.
Работа с малым динамическим диапазоном целесообразна при наблюдении сердца и сосудов и в ряде случаев позволяет точнее оценить геометрические характеристики органов и структур как в режиме В, так и в режиме М.
Усиление по зонам глубины. Усиление по зонам глубины (TGC, или DGC, или STC - sensitivity time control) предназначено для компенсации затухания на различных глубинах в зависимости от свойств обследуемой области. Для регулировки по зонам обычно используются ползунковые регуляторы, управлять которыми следует таким образом, чтобы обеспечить равномерный средний уровень яркости отображения эхо-сигналов во всем диапазоне глубин, за исключением максимальных глубин, где уровень шумового фона сравним с уровнем слабых эхо-сигналов.
Количество регуляторов усиления по зонам глубины в простых приборах может быть равно 2-4, достигая 10 в приборах среднего и высокого класса.
Общий уровень яркости можно при этом изменять с помощью регулировки усиления.
Мощность излучения. Мощность излучения (acoustic power, или transmitting power) можно изменять в зависимости от глубины расположения области интереса и условий наблюдения. При этом изменяется уровень мощности излучаемого датчиком УЗ импульса.
По соображениям безопасности мощность излучения следует по возможности снижать, если не требуется осуществлять наблюдение на больших глубинах или если затухание на пути распространения ультразвука невелико. Особенно важно снижать мощность при наблюдении плода и обследовании детей. Уменьшение мощности позволяет снизить уровень воздействия на биологические ткани и уменьшить возможный нежелательный эффект от этого воздействия (см. главу 8).
Максимальную мощность излучения следует использовать при наблюдении больших глубин, характерных для выбранного датчика с данной рабочей частотой. Когда область интереса находится на меньших глубинах, то лучше всего в этом случае использовать датчик с большой рабочей частотой.aqaqaq

 

4,0 5,0 ■ 6,0 7,5
(3,0) МГц (4,0) МГц (5,0) МГц (6,0) МГц
Рис. 25. Зависимость разрешающей способности и глубины изображения от выбранной частоты многочастотного датчика. Внизу даны значения частоты для В-режима, в скобках - для допплеровского режима. Номинальная (основная) частота датчи¬ка - 5 МГц. той или, если датчик многочастотный, переключить его на большую частоту. При этом можно улучшить разрешающую способность и, следовательно, получить более высокое качество изображения (см. ниже).
Если при наблюдении на меньших глубинах нет возможности переключиться на более высокую частоту датчика, лучше снизить мощность излучения - это может дать некоторое улучшение качества изображения за счет снижения уровня максимальных сигналов. Такого же результата можно добиться и за счет снижения общего усиления или регулировки усиления по зонам глубины, однако снижение мощности излучения предпочтительней, так как уменьшает уровень воздействия УЗ мощности на пациента.
Многочастотные датчики, выбор рабочей частоты. При использовании многочастотного датчика (multifrequency probe) надо выбирать необходимую рабочую частоту датчика в зависимости от задачи, которая ставится при исследовании. Если зона наблюдения находится неглубоко, то для получения хорошей разрешающей способности выбирается более высокая частота. Если требуется достижение максимальной глубины, следует снижать рабочую частоту.
Число переключаемых частот в многочастотных датчиках может быть в пределах от 2 до 5. В большинстве приборов частоты переключаются только в режиме приема. В некоторых приборах частота переключается одновременно и на передачу, и на прием, что позволяет более эффективно реализовать преимущества многочастотного метода.
На рис. 25 показано, каким образом изменяется разрешающая способность (условно отображается размерами «зерна» изображения) и глубина получаемого изображения в зависимости от выбора рабочей частоты В-режима. Платой за увеличение глубины изображения при низкой частоте является ухудшение разрешающей способности на малых глубинах по сравнению со случаем использования высокой частоты.
Следует сказать, что одночастотный датчик, в принципе, может обеспечить более высокое качество изображения, чем работающий на той же частоте многочастотный датчик.
В ряде приборов управление выбором частот в многочастотных датчиках осуществляется с помощью специальной кнопки выбора режима изображения (image select) из следующих возможных вариантов:
- высокое разрешение;
- стандартное изображение;
- большая глубина наблюдения.
Фокусировка. Качество изображения на различных глубинах зависит от ширины УЗ луча, которая определяет поперечную разрешающую способность прибора.
Наименьшая ширина луча и, следовательно, наилучшее качество изображения имеют место в зоне фокуса. Следует напомнить, что процесс получения изображения включает в себя излучение УЗ сигнала (при этом формируется передающий луч) и прием эхо-сигналов, при котором формируется приемный луч. Высокое качество изображения можно получить только в случае, когда зоны фокусировки приемного и передающего лучей совпадают.
Во всех современных приборах производится динамическая фокусировка на прием в реальном времени, когда по мере перемещения излученного УЗ импульса вглубь фокус приемного луча дискретно перемещается на ту же глубину, чтобы обеспечить наилучшее качество приема. Этот процесс осуществляется автоматически.
В момент излучения фокусировка передающего луча производится только на одну глубину и не может перестраиваться по мере движения излученного импульса вглубь - это физически невозможно. Поэтому в каждом кадре изображения может быть установлен только один фокус на передачу. В зоне фокусировки на передачу можно получить высокое качество изображения. Переключая фокус на передачу, можно выбрать нужную зону качественного изображения (рис. 26а). Для расширения этой зоны включаются несколько фокусов -2,3 или 4, а в некоторых моделях приборов и более (рис. 266). При этом в 2, 3 или 4 раза соответственно снижается частота кадров. Снижение частоты кадров объясняется тем, что изображение составляется из нескольких кадров, причем от каждого берется часть изображения в зоне фокусировки.
При исследовании движущихся органов и структур, например сердца и сосудов, когда требуется высокая частота кадров, целесообразно работать с одним фокусом, переключая его положение в зависимости от глубины зоны интереса.
Усреднение по кадрам. Усреднение по кадрам - эффективный метод улучшения наблюдения слабых сигналов, снижения уровня шумов и лучшей передачи полутонов изображения. Суть метода в том, что при последовательной смене кадров в процессе сканирования последний кадр не просто сменяет предыдущий, а накладывается на изображение предыдущего кадра, несколько ослабленное по яркости.
Основной недостаток метода усреднения по кадрам - снижение реальной частоты кадров, тем более заметное, чем выше уровень усреднения (уровень корреляции кадров). Поэтому при исследовании движущихся структур, например сердца, не следует устанавливать высокий или средний уровень корреляции, а нужно ограничиться низким уровнем корреляции или вообще отключить усреднение по кадрам.
Автоматическая регулировка усиления. Автоматическая регулировка усиления (automatic gain control) служит для повышения качества изображения сильных эхо-сигналов, позволяя наблюдать их раздельно. Очень большие эхо-сигналы могут ограничиваться в приемном тракте прибора. При этом, если породившие их структуры расположены рядом друг с другом, соответствующие яркостные отметки могут практически сливаться. Автоматическая регулировка усиления позволяет снизить уровень яркости отметок от сильных сигналов и отображать их отдельно. Рисунок 27 иллюстрирует принцип работы указанной регулировки и ее действие на амплитуды принимаемых эхо-сигналов.
Недостатком введения повышенного уровня автоматической регулировки усиления является снижение уровня яркости отметок, которые соответствуют слабым сигналам, расположенным рядом с сильными, и, следовательно, ухудшение их наблюдаемости.
Подчеркивание контуров. Подчеркивание контуров (relief, или fast time constant) служит для более четкого отображения границ структур. С этой целью осуществляется дифференцирование фронтов эхо-сигналов. Это означает, что при резком изменении уровня эхо-сигнала он отображается на экране в виде более яркой точки, чем в случае медленного изменения уровня сигнала (рис. 28). Эта регулировка может быть полезна при наблюдении в В-режиме некоторых органов, например области кишечника. Особенно полезна она в М-режиме, так как дает возможность точнее оценить величину смещения движущихся структур. При использовании подчеркивания контуров в В-режиме следует иметь в виду, что при этом несколько искажается привычная полутоновая картина акустического изображения.
Плотность линий. Плотность линий (line density) в В-режиме определяет количество акустических строк (положений УЗ луча), которые формируют кадр изображения. Чем больше плотность линий, тем лучше качество изображения. При неизменном размере изображения на экране во сколько раз увеличивается плотность линий, во столько же раз уменьшается частота кадров. Это следует учитывать при исследовании движущихся структур, когда требуется высокая частота кадров.
Сглаживание. В некоторых приборах есть возможность включения и изменения функции сглаживания изображения (smooth), которая реализуется за счет учета корреляции между значениями амплитуд эхо-сигналов на соседних акустических строках. В некоторых случаях, например при наблюдении сердца с использованием фазированных секторных датчиков, эта функция может несколько улучшить качество изображения.
Цветовое кодирование изображений. В ряде случаев вместо черно-белого отображения используется цветовое кодирование двухмерного изображения в В-режиме.
При наличии цветного монитора обычное серошкальное изображение может быть представлено окрашенным в один из цветов: светло-голубой, желтый, красный и т.д., а также в виде комбинации цветов (например, голубого с желтым) в зависимости от уровня яркости.
Конечно, такое кодирование не дает дополнительной информации, но иногда облегчает восприятие изображения, подчеркивая контраст или со¬здавая ощущение большей четкости.
Скорость развертки. Скорость развертки (sweep speed) в М-режиме определяет быстроту обновления информации на изображении и выбирается исходя из того, что важнее для исследователя - видеть на экране.
Предустановка. Выше были описаны функции, которые в различной мере влияют на режимы работы прибора и позволяют изменять характер получаемой информации. Кроме указанных в современных приборах могут применяться и другие функции управления. Естественно, возникает проблема, как на практике справляться с этим обилием регулировок. Для облегчения решения этой задачи используется предустановка (preset).
Предустановка позволяет последовательным нажатием одной кнопки или поворотом одного переключателя выбрать нужную для пользователя комбинацию значений регулировок, таких как «контраст», «усреднение по кадрам», «гамма-коррекция», «плотность линий» и т.д. Ряд типовых комбинаций значений каждой из функций устанавливается в приборе на заводе-изготовителе. Кроме того, пользователь сам может набрать и зафиксировать в приборе необходимые комбинации.

 

1.6.Простые методы оценки качества изображения УЗ сканеров.
1.6.1.Основные характеристики качества изображения.

 

Простые методы оценки качества изображения УЗ сканера
Обычным способом оценки качества изображения, который применяется врачами и специалистами по сервису приборов, является способ получения изображения при УЗ обследовании своих органов или органов демонстраторов, у которых изображение отличается хорошей четкостью и прорисовкой границ структур. Чаще всего для этих целей используются худощавые субъекты с тонким жировым слоем. На выставках и презентациях обычной является практика демонстрации работы прибора с помощью одного и того же «контрольного объекта», который обследуется иногда в течение нескольких часов подряд. Недостатки такого метода очевидны.
♦ Качество изображения оценивается субъективно - хорошее качество изображения, показанное на демонстраторе с «акустогеничными» органами, неполно характеризует возможности прибора. Например, при обследовании тучных пациентов различные приборы могут сильно отличаться по качеству изображения, несмотря на то, что при работе по демонстратору качество изображения у них было одинаково хорошим.
♦ Невозможно количественно оценить качество изображения, чтобы корректно сравнивать между собой различные приборы.
♦ Большая продолжительность воздействия УЗ излучения на одного человека и, особенно, длительное облучение одного и того же органа могут привести к вредным последствиям. Такой режим работы противоречит рекомендациям по безопасности для пациента при работе УЗ приборов, в соответствии с которыми время экспозиции и уровень мощности излучения необходимо, по возможности, минимизировать.
Поэтому такой метод оценки качества можно применять, только соблюдая осторожность и сокращая время наблюдения.

 

1.6.2. Артефакты.
Артефакты акустического изображения

 

Артефактами акустического изображения называются наблюдаемые на экране прибора ложные объекты, аномалии и искажения, получаемые при УЗ исследовании Артефакты можно разделить на две основные группы: аппаратурные артефакты, возникающие вследствие технических причин, в том числе из-за несовершенства прибора, и артефакты, связанные с физическими процессами прохождения ультразвука в биологических тканях.
Артефакты, порождаемые физическими причинами, не обязательно вредны, иногда они несут дополнительную полезную информацию.
Аппаратурные артефакты. Помехи и наводки. Помехи обычно вызываются электрическими приборами и оборудованием, работающими в непосредственной близости от УЗ прибора. Они имеют вид периодических или случайных быстро меняющихся светлых полос и ярких точек на экране прибора, мешающих воспринимать акустическое изображение. Иногда помехи возникают в самом приборе, что свидетельствует о его неисправности.
Основные меры по защите от помех предусматриваются при разработке УЗ приборов. Специальные меры должны приниматься и при эксплуатации приборов. Прежде всего, должно быть сделано хорошее заземление корпуса прибора и, кроме того, исключена установка рядом с ним источников электромагнитных излучений. При невозможности защитить УЗ прибор от источников помех простыми способами, может потребоваться такая дорогостоящая мера, как специальное экранирование помещения, в котором находится прибор.
Мертвая зона. Мертвой зоной называется часть изображения, прилегающая непосредственно к рабочей поверхности датчика, где практически невозможно выделить эхо-сигналы. Причиной мертвой зоны являются особенности конструкции датчика и наличие переотражений УЗ сигнала в отдельных его элементах или в жидкости, заполняющей корпус. Мертвая зона в большей или меньшей степени имеет место при работе практически с любыми датчиками. Артефакт, похожий на мертвую зону, может быть вызван сильными переотражениями от слоистых структур тела, расположенных в непосредственной близости от поверхности датчика.
Боковые лепестки. Акустическое изображение строится на основе эхо-сигналов, принимаемых УЗ лучом в каждом из его положений, меняющихся в процессе сканирования. Алгоритм построения изображения предполагает отсутствие эхо-сигналов в любых других направлениях, кроме области, занятой лучом в каждом его новом положении.
В действительности эхо-сигналы могут приниматься не только в узкой области УЗ луча, называемой основным лепестком, но и в других направлениях, которые принято называть боковыми лепестками. В силу относительно низкого энергетического уровня боковых лепестков по сравнению с основным принятые ими эхо-сигналы, отраженные структурами, находящимися вне основного лепестка, как правило, малы и в целом не сказываются на изображении. Однако, если в направлении бокового лепестка находится хорошо отражающая поверхность, эхо-сигналы от нее могут быть большой амплитуды и восприниматься как полезные сигналы. Наибольший относительный уровень имеют боковые лепестки, ближние к основному, поэтому ложные изображения находятся обычно вблизи от истинного изображения отражающих структур и на той же глубине (рис. 1).

На рис. 1а дана схема образования артефакта ложной перегородки [6], возникающего, например, при наблюдении через наполненный мочевой пузырь, задняя стенка которого имеет изменяющуюся глубину, На рис. 16 дана иллюстрация этого артефакта.
На рис. 2а показан случай появления ложного изображения хорошо отражающего объекта (например, газового пузырька в кишечнике) на фоне рядом расположенной малоэхо-генной структуры (например, желчного пузыря) [7]. Рисунок 26 иллюстрирует указанный артефакт
Основной способ выявления и устранения артефактов боковых лепестков - смещение положения датчика или некоторое изменение ракурса наблюдения. При этом ложные изображения как бы сдвигаются или ослабляются относительно более стабильного реального изображения.
Артефакт, аналогичный артефакту боковых лепестков, возникает вследствие того, что в процессе сканирования излучают и принимают ультразвуковые сигналы не только элементы электронного датчика, которые в данное время формируют ультразвуковой луч, но и другие элементы датчика. В случае сильных отражателей на фоне среды с малой эхогенностью это может приводить к появлению на изображении боковых «усов» возле яркой истинной отметки от отражателя. На рис. 3 даны изображения различных объектов, порождающих боковые «усы». Борьба с этим артефактом возможна с помощью снижения усиления или изменения ориентации датчика, однако в ряде случаев избавиться от этого артефакта трудно.
Артефакты, связанные с шириной ультразвукового луча. Поперечный (латеральный) размер элемента изображения определяется шириной основного лепестка ультразвукового луча. Чем тоньше основной луч, тем меньше элемент изображения и, стало быть, лучше качество изображения. Наименьшая ширина луча в зоне фокусировки. За пределами этой зоны луч становится шире, особенно на больших глубинах. Это хорошо видно при проверке качества работы прибора на тканеэквивалентном фантоме. В области за пределами зоны фокусировки труднее оценить истинные размеры отражающих структур, особенно ширину стенок, так как помимо увеличения их ширины по сравнению с реальной иногда возникает ошибочное представление о наличии в исследуемом образовании дополнительных пристеночных включений. Сказанное относится не только к ширине луча в плоскости сканирования, но и к его толщине, т.е. к размеру в плоскости, перпендикулярной плоскости сканирования. Артефакты, связанные с шириной и толщиной луча, могут усиливаться за счет влияния боковых лепестков.
С помощью правильного выбора положения фокуса на передачу можно уменьшить влияние артефакта (рис. 4).
Артефакты, связанные с шириной луча и недостаточно хорошей фокусировкой, в основном могут иметь место в простых и недорогих приборах.
Решетка на изображении. Решетка на изображении может возникать при недостаточно хорошей работе системы формирования луча (чаще в простых приборах) и имеет вид частой сетки, располагаемой вдоль осей УЗ лучей. Решетка остается неподвижной на изображении в процессе перемещения датчика по телу и изменения вида изображения (рис. 5).
Артефакты, вызванные физическими причинами.
Искажение формы Артефакты искажения формы возникают из-за того, что скорость звука в различных тканях может изменяться в определенных пределах, в то время как при формировании акустического изображения в приборе она принимается фиксированной (обычно - 1540 м/с). В мягких тканях отклонение реальной скорости от принятой может достигать 10%, поэтому на такую же относительную величину наблюдаемые на экране размеры могут отличаться от истинных.
Структуры с малой плотностью, например содержащие жидкость (скорость звука в них меньше принятой), имеют на экране размеры больше реальных, а структуры с большей плотностью (скорость звука больше принятой) имеют на экране размеры меньше реальных.
Устранить влияние артефакта искажения формы практически невозможно, так как нет способа определения и учета истинной скорости распространения ультразвука в тканях в процессе практических наблюдений.
При наблюдении через жидкостную структуру (например, кисту) может появляться артефакт искажения формы структур, расположенных на большей глубине [7] (рис. 6).
Образование теней (shadowing). Эти артефакты появляются в случае сильных отражений на границе сред со значительно отличающимися акустическими свойствами, например на границах мягкие ткани - воздух, мягкие ткани - камни (в почках, печени) и т.д.
Вследствие того, что большая часть энергии УЗ импульса, излучаемого датчиком, на таких границах отражается, только меньшая часть энергии может пройти далее вглубь, и поэтому очень мал уровень эхо-сигналов, порождаемых неоднородностями тканей, находящихся дальше указанных границ. На экране прибора при этом наблюдаются тени.
Наиболее распространенный пример артефактов, связанных с образованием теней, - темные полосы, наблюдаемые за конкрементами в желчном пузыре и почках. Эти полосы могут служить дополнительным диа¬гностическим признаком наличия камней в мягких тканях.
В случае границы мягкие ткани - воздух, например при наблюдении легких или кишечника с газовыми образованиями, тень за этой границей настолько сильна, что в ее области невозможно получать информацию. За пределами границы мягкие ткани - кость наблюдение тоже затруднено, но в ряде случаев возможно.
Области акустического псевдоусиления (flaring, или acoustic enhancement). Этот артефакт в некотором смысле противоположен описанному выше. Он имеет место в тех случаях, когда наблюдение происходит через содержащие жидкость структуры с очень малым затуханием ультразвука. Области, расположенные непосредственно за содержащими жидкость зонами, видны на экране прибора более ярко, так как уровень соответствующих им эхо-сигналов выше уровня эхо-сигналов от соседних областей, расположенных на тех же глубинах. Импульсы, излучаемые датчиком, приходят в соседние области более ослабленными вследствие большого поглощения и рассеяния, поэтому и порождаемые ими эхо-сигналы относительно ниже.
Акустическое псевдоусиление иногда используется как диагностический признак при наблюдении жидкостьсодержащих кист (рис. 8).
В гинекологии и акушерстве широко используется метод УЗ исследования через наполненный мочевой пузырь. При этом возникающий эффект акустического псевдоусиления следует учитывать при наблюдении структур, расположенных глубже мочевого пузыря. В подобных ситуациях необходимо использовать регулировку усиления по глубине, с помощью которой вводят дополнительное ослабление эхо-сигналов в зоне псевдоусиления. В этом случае структуры, наблюдаемые в зоне псевдоусиления, будут отображаться с необходимым уровнем яркости.
Реверберация (reverberation). Реверберация (многократные переотражения) возникает в случае, когда наблюдаются сильно отражающие границы сред, расположенные перпендикулярно оси УЗ луча (т.е. параллельно рабочей поверхности датчика). Эхо-сигналы, отраженные границей, достигая поверхности датчика, частично отражаются от нее и, направляясь обратно, вторично отражаются от границы. В результате на экране можно наблюдать еще одно, несколько ослабленное по сравнению с первым, изображение границы, причем на глубине, вдвое большей глубины расположения истинного отражения (рис, 9а).
Другой пример реверберации - явления переотражения, возникающие при наблюдении объектов с высокой эхогенностыо (рис. 96). В этом случае иногда можно видеть второе, ложное (ослабленное) изображение объекта на расстоянии, равном удвоенному расстоянию объекта от датчика.
В ряде случаев, когда сильно отра¬жающий объект находится близко к датчику, возможно получение и после¬дующих (третьего, четвертого и т.д.) ложных изображений.
Одним из способов устранения ре¬верберации от плоских границ являет¬ся наклон датчика, изменяющий угол между осью УЗ луча и границей, чтобы он отличался от 90°.
В тех случаях, когда устранить ложные изображения с помощью изменения положения датчика невозможно, можно определить, где находятся ложные изображения, сравнивая между собой картины, получаемые при различных положениях датчика. Изображения реальных структур при этом сохраняют взаимную ориентацию и форму, ложные же изображения перемещаются относительно истинной картины.
Зеркальное изображение (mirror image). Этот артефакт имеет происхождение, обусловленное теми же физическими причинами, что и реверберация. Если имеется граница тканей, существенно отличающихся между собой по акустическим характеристикам, то она порождает значительный эхо-сигнал, особенно сильный, когда граница практически плоская и ориентирована перпендикулярно оси УЗ луча (рис. 10а).
В этом случае, если на пути к этой границе находится объект, тоже хорошо отражающий ультразвук, например сосуд, то можно в результате переотражения получить дополнительное ложное изображение этого объекта, которое находится позади зеркальной границы. Эффект зеркального изображения может появиться на таких структурах, как диафрагма или граница плевры.
Метод борьбы с зеркальным изображением тот же, что и при реверберации, - изменение угла наклона датчика (или УЗ лучей) относительно границы. С помощью этого метода в процессе наблюдения можно исключить случаи появления на изображении ярких границ, параллельных рабочей поверхности датчика, - они могут порождать ложные зеркальные изображения.
В некоторых случаях и наклонная зеркальная граница может давать ложные изображения, иногда сопровождающиеся фокусирующим эффектом, если граница имеет вогнутую форму (рис. 106, 10в),
Рефракция и эффект линзы (refraction, lens effect), влияние различий в скорости ультразвука. Рефракция (преломление), т.е. искривление УЗ луча, возникающее вследствие неоднородности биологических тканей, приводит к искажениям акустического изображения. В случаях рефракции возможно геометрическое смещение наблюдаемых структур относительно их истинного положения (рис. 11). На границе сред, одна из которых имеет скорость распространения ультразвука С1, отличную от скорости С2 в другой среде, происходит преломление УЗ луча, т.е. он изменяет свое направление. При этом на экране прибора вместо реального положения объекта, находящегося глубже границы сред, наблюдается смещенное его изображение.
Установить наличие смещения и в ряде случаев устранить этот эффект можно, изменяя положение или ракурс датчика. Желательно найти такое положение, при котором направление УЗ луча будет почти перпендикулярно границе разнородных сред. При этом преломление луча будет минимальным.
Рефракция (преломление) УЗ луча при прохождении сред с различными скоростями ультразвука может в отдельных случаях приводить к эффекту линзы. Как правило, этот эффект приводит к ухудшению аппаратурной фокусировки УЗ луча вследствие его расфокусировки или перефокусировки (рис. 12). При расфокусировке увеличивается ширина УЗ луча и, следовательно, ухудшается поперечная разрешающая способность. В случае перефокусировки сначала может быть уменьшение ширины луча в зоне фокуса линзы Fл, а потом опять-таки увеличение ширины луча и ухудшение качества изображения.
В слоистых средах преломление и эффект линзы могут проявляться многократно, что наряду с дополнительным рассеянием ультразвука приводит к существенному ухудшению качества изображения.
Устранение влияния артефактов, вызванных рефракцией и эффектом линзы в биологических тканях, пока невозможно. Поэтому нужно относиться с большой осторожностью к интерпретации эхографических изображений диффузных поражений внутренних органов.
Ухудшение фокусировки луча вследствие различия скоростей распространения ультразвука в биологических тканях имеет место не только вследствие эффекта линзы. По существу это основная причина, определяющая физический предел поперечной разрешающей способности в биологических тканях. Как известно, УЗ луч формируется определенной частью элементов датчика, занимающих размер D на рабочей поверхности датчика (рис 13). Различные элементы излучают УЗ импульсы таким образом, чтобы они одновременно сходились в точке фокуса F, Это является обязательным условием правильного формирования УЗ луча. Если импульсы, излученные элементами (например, 1-м и n-м, как показано на рис. 53), проходят среды с различными скоростями распространения ультразвука, то они могут прийти в точку фокуса со сдвигом во времени, т.е. не будут сфазированы. В результате суммарный сигнал SΣ в точке фокуса может быть меньше каждого из суммируемых сигналов S1, и Sn. Это означает, что отсутствует правильная фокусировка луча - луч при этом расширяется или вообще, как говорят, «разваливается».
Напомним, что чем больше размер D, тем тоньше может быть УЗ луч, если он формируется в однородной среде, где нет различия скоростей ультразвука на различных путях распространения.
Эффект относительного ухудшения качества фокусировки из-за неоднородности сред тем сильнее, чем больше размер D, так как в большей зоне выше вероятность появления различий в скоростях распространения ультразвука. Поэтому вначале увеличение апертуры D дает эффект улучшения поперечной разрешающей способности, но по достижении некоторого размера D дальнейшее его увеличение может не сопровождаться уменьшением ширины УЗ луча, т.е. наступает физический предел улучшения разрешающей способности.
В принципе существуют методы, позволяющие преодолеть указанные трудности, но сейчас они находятся в стадии исследования ввиду большой сложности их реализации.
Латеральные тени. Для образований, содержащих жидкость, характерны так называемые латеральные акустические тени, которые появляются на краях образований (рис, 14). Причина их возникновения - очень большая величина угла падения на боковые стенки образования и, стало быть, большой угол отражения, что приводит практически к невозможности возврата эхо-сигналов от этих стенок обратно к датчику и формирования изображения стенки. Более того, доля энергии излученного УЗ сигнала, проходящая вглубь за боковыми стенками образования, резко снижается из-за того, что от них происходит практически полное отражение излучаемого сигнала, который может далее многократно отражаться от стенок внутри образования. А раз мал уровень излученного сигнала в зоне за боковыми стенками, малы и ответные эхо-сигналы от глубже расположенных структур.
Методы борьбы с латеральными тенями отсутствует, поэтому этот артефакт надо иметь в виду и правильно интерпретировать, если он встречается при исследованиях.
«Хвост кометы». Артефакт «хвост кометы» наблюдается в случае, когда в результате воздействия ультразвука возникают собственные вибрации объекта, например небольшого газового пузырька или инородного металлического тела в тканях организма. Этот артефакт наблюдается в виде полоски повышенной яркости за объектом (рис. 15).
Спекл-шум. Спекл-шум - специфический артефакт, наблюдаемый на каждом акустическом изображении и обусловленный высокочастотным характером излучаемых и отражаемых УЗ сигналов. Излучаемый датчиком сигнал распространяется вглубь в пределах УЗ луча, сохраняя постоянные фазовые соотношения в каждый момент времени в отдельных точках сечения, перпендикулярного оси луча. Это свойство постоянства фаз принято называть пространственной когерентностью. На рис. 16а показано, как выглядит излучаемый сигнал в отдельных точках сечения УЗ луча в фиксированный момент времени - он практически один и тот же по виду.
При отражении от акустических неоднородностей излученный сигнал порождает множественные эхо-сигналы, которые, складываясь формируют суммарный эхо-сигнал, протяженный во времени.
В зависимости от взаимного пространственного расположения неоднородностей (отражателей) в каждом пространственном элементе разрешения эхо-сигналы от отдельных отражателей внутри элемента разрешения суммируются в соответствии со своими взаимными фазами. Результат амплитуда суммарного эхо-сигнала - зависит от этих фаз. Например, на рис. 16а два отражателя (1 и 2) в УЗ луче расположены на одной глубине, эхо-сигналы от них совпадают по фазе (синфазны), и поэтому амплитуда суммарного эхо-сигнала равна сумме амплитуд эхо-сигналов от каждого из отражателей. Соответствующий элемент изображения на экране прибора будет иметь яркость, пропорциональную этой суммарной амплитуде.
Предположим, что мы сдвинули датчик и изменили ракурс наблюдения отражателей 1 и 2 (рис. 166). Вследствие нового ракурса глубина расположения одного из них относительно датчика может быть не равна глубине другого - появляется небольшая разность глубин ΔL. Эта разность может быть меньше величины, характеризующей продольную разрешающую способность, т.е. оба отражателя находятся в одном элементе разрешения. Однако у эхо-сигналов от каждого из них появляется взаимный фазовый сдвиг, и амплитуда суммарного эхо-сигнала будет уже не равна сумме амплитуд эхо-сигналов от отражателей 1 и 2. Возможен случай, когда фазовый сдвиг между эхо-сигналами равен 180°, т.е. сигналы противофазны. При этом суммарный эхо-сигнал близок к нулю, если эхо-сигналы от отражателей одинаковы по амплитуде. В соответствующем элементе изображения на экране прибора сигнал также будет отсутствовать.
В большинстве практических случаев сигнал в каждом элементе разрешения получается как сумма не двух, а большего количества эхо-сигналов от отдельных мелких неоднородностей, так что в зависимости от их взаимных фазовых сдвигов будет иметь место усиление или ослабление яркости в элементе изображения.
При покачивании или перемещении датчика появляется характерная «переливающаяся» картина светлых и темных пятен, которая, собственно, и является спекл-шумом, мешающим правильно воспринимать полезную информацию по акустическому изображению. Аппаратурные методы борьбы со спекл-шумом достаточно сложны и по этой причине пока широко не применяются.
Специфичность спекл-шума позволяет в большинстве случаев отличать его от полезных эхо-сигналов. Характер спекл-шума существенно зависит от типа датчика и его рабочей частоты. Спекл-шум зависит также от вида исследуемых биологических структур, поэтому изменение характеристик спекл-шума может свидетельствовать об изменении свойств тканей, и эта информация иногда может быть полезна для исследования.
Перечень аппаратурных и физических артефактов акустического изображения не исчерпывается приведенными - здесь описаны те из них, которые наиболее часто встречаются.

 

1.6.3.Оценка качества изображения с помощью фантомов

 

Для оперативной и корректной оценки качества изображения при покупке прибора и в процессе эксплуатации в медицинском учреждении лучше всего использовать УЗ ткане-эквивалентный фантом.
УЗ фантом - это устройство, имитирующее условия прохождения ультразвуковых сигналов в биологических тканях.
Существует достаточно большое количество фантомов различного типа для проверки как отдельных характеристик (специальные фантомы), так и совокупности параметров изображения УЗ прибора (универсальные фантомы).
Наиболее часто используются универсальные фантомы. На рис. 32 показан схематический вид универсального фантома фирмы ATS Laboratories Inc. для оценки качества работы УЗ прибора с датчиками линейного и конвексного сканирования. На рис. 33 показан схематический вид фантома той же фирмы для проверки характеристик прибора с датчиками секторного сканирования.
Первый фантом (рис. 32) позволяет оценивать следующие характеристики: размеры зоны изображения; чувствительность; разрешающую способность; глубину мертвой зоны; степень постоянства разрешающей способности; контрастную разрешающую способность и динамический диапазон. Кроме того, с помощью фантома можно оценить положение и размер фокальных зон, форму УЗ луча, а также линейные искажения в изображении, правильность калибровки прибора для определения геометрических размеров биологических структур.
Второй фантом (рис.33) позволяет оценить все перечисленные выше характеристики за исключением контрастной разрешающей способности.
Каждый из фантомов представляет собой небольшой контейнер прямоугольной формы, содержащий группы отражателей, помещенных в среду, имитирующую акустические характеристики паренхимы человеческой печени. Затухание ультразвука в этой среде примерно равно затуханию в мягких биологических структурах. Поверхность фантома, контактирующая с рабочей поверхностью датчика, сделана из мягкого гладкого материала с акустическими характеристиками, подобными характеристикам кожи. При испытаниях на поверхность фантома наносится слой геля точно так же, как на кожу при осмотре пациентов.
Отражатели в фантоме имитируют различные объекты наблюдения. Чаще всего используются так называемые точечные отражатели, которые представляют собой нейлоновые струны малого диаметра (не более 0,4 мм), протянутые в фантоме таким образом, чтобы они были перпендикулярны плоскости сканирования.
Точечные отражатели, закрепленные на известных расстояниях друг относительно друга, позволяют получить количественные характеристики изображения. Рассмотрим эти процедуры подробно.
Геометрические размеры изображения можно оценить с помощью рядов отражателей, расположенных вертикально и горизонтально (рис. 32).
Чувствительность прибора при работе с каждым из датчиков оценивается по глубине проникновения УЗ сигналов внутрь фантома. В приборе устанавливается максимальная по глубине фокусировка на передачу и определяется наибольшая глубина, на которой еще видны характерные отражения от паренхимоподобной структуры фантома на фоне случайных мерцающих шумов приемника (рис. 34). Глубина проникновения определяется с помощью вертикального ряда точечных отражателей, расстояние между которыми составляет 1 см.
Разрешающая способность оце¬нивается с помощью фантома по результатам наблюдения специально для этого предназначенной группы точечных отражателей, расположенных компактно (рис. 32, 33).
Для оценки продольной разрешающей способности используется то обстоятельство, что соседние отражатели в группе по вертикали отстоят друг от друга на известных расстояниях: 5, 4, 3, 2, 1 мм.
Если все отражатели на экране наблюдаются отдельно, не сливаясь, то продольная разрешающая способность прибора - не хуже 1 мм (рис. 34). Если же два отражателя, наиболее близко расположенные друг к другу, сливаются на изображении в одно пятно, то разрешающая способнос1ь хуже чем 1 мм, но лучше чем 2 мм. Если три отражателя сливаются, то разрешающая способность - от 3 до 4 мм и т.д.
Следует иметь в виду, что продольная разрешающая способность может несколько ухудшиться с глубиной, а также с удалением от точки фокусировки на передачу. Поэтому испытания полезно повторить для различных глубин контрольной группы отражателей.
Оценка поперечной разрешающей способности осуществляется так же, как и продольной, но по той части отражателей в группе, которые в основном ориентированы горизонтально. Расстояния между ними по горизонтали также известны точно(5,4,3,2,1 мм). Поэтому если, например, раздельно наблюдаются два из них, а три других сливаются, то разрешающая способность не хуже 4 мм и несколько лучше 3 мм. Для корректной оценки поперечной разрешающей способности необходимо датчик ориентировать так, чтобы его ось проходила через группу контрольных отражателей по возможности перпендикулярно линии их расположения. В противном случае можно получить хороший результат за счет того, что недостаточная поперечная разрешающая способность компенсируется, как правило, более высокой продольной разрешающей способностью.
Поперечная разрешающая способность может более заметно, чем продольная, изменяться с глубиной, ухудшаясь с увеличением глубины. Поэтому оценку поперечной разрешающей способности необходимо проводить на различных глубинах.
Приближенную оценку поперечной разрешающей способности во всем диапазоне глубин можно получить с помощью вертикального ряда точечных отражателей. Изображение каждого из отражателей имеет размер по вертикали, характеризующий продольную разрешающую способность, а размер по горизонтали определяется поперечной разрешающей способностью. Если расположить ось датчика вдоль вертикальной линии отражателей (это удобно делать с помощью маркерной линии, отображаемой на экране прибора), то размеры отражателей по горизонтали будут приблизительно совпадать с шириной УЗ луча на соответствующей глубине (рис. 34). Таким образом, по картине на экране можно оценить форму УЗ луча в плоскости сканирования. Переключая по глубине фокусировку на передачу, можно выяснить, как это влияет на форму луча и на разрешающую способность, а также определить положение фокальных зон.
Изменение поперечной разрешающей способности в зависимости от положения фокуса на передачу иллюстрируется на примере прибора среднего класса. На рис. 35 видно, что наилучшее качество изображения обеспечивается в зоне фокусировки, и ширина изображения отражателей увеличивается за пределами зоны фокуса вслед за расширением УЗ луча. Наиболее равномерное качество во всем диапазоне глубин имеет изображение при одновременном включении всех фокусов (рис. 346), что достигается, однако, ценой снижения частоты кадров в 4 раза по сравнению со случаем одного фокуса.
С помощью группы точечных отражателей, специально предназначенных для проверки разрешающей способности, можно оценить и разрешающую способность по толщине. Для этого следует поставить датчик, как и прежде, над указанной группой и повернуть его вокруг вертикальной оси на 90°, так чтобы плоскость сканирования была перпендикулярна большой плоской боковой стенке фантома. На экране прибора будут наблюдаться яркие длинные линии, соответствующие нейлоновым струнам фантома. Зная расстояние между струнами по горизонтали, можно по количеству наблюдаемых линий приблизительно определить ширину УЗ луча в толщинной плоскости и соответствующую разрешающую способность.
Глубина мертвой зоны или практически равная ей глубина множественных начальных переотражений определяется с помод<ью группы точечных отражателей в верхней части фантома. Отражатели расположены в ряд наискось с фиксированными расстояниями по глубине друг относительно друга. Глубина измеряется по первому же отражателю, который виден на фоне «хвоста» излучаемого импульса и переотражений, возникающих от него в датчике (рис. 34-37).
Имитация водонаполненных кист и кровеносных сосудов в фантоме дает возможность оценить способность прибора обнаруживать и определять форму и размер кист и сосудов различного диамегра. В фантоме для этого имеется группа круглых трубок с водоподобным нсэхогенным заполнением, распола! аемых на разных глубинах (см. рис. 32 и 33) Возможности прибора правильно и четко отображать границы этих крутых объектов в наибольшей мере зависят от чувствительности и разрешающей способности прибора (рис. 38 и 39).
Контрастная разрешающая способность и динамический диапазон могут быть оценены с помощью группы трубок постоянного диаметра, заполненных материалом с различной эхогенностью (отражательной способностью). Обычно подбираются материалы, эхогенность которых ниже или выше на определенную величину, чем эхогенность паренхимоподобной среды, заполняющей фантом (рис. 32).
Контрастная разрешающая способность зависит от того, насколько четко обнаруживается область с эхогенностью, отличающейся от окружающей среды на небольшую величину, например на ±3 дБ. На рис. 39 эти области можно наблюдать в середине изображения (два круга из пяти в верхнем ряду).
Возможность передавать различия в яркости структур с широким диапазоном изменения эхогенности свидетельствует о достаточном динамическом диапазоне. Результаты оценки контрастной разрешающей способности и динамического диапазона зависят от правильности регулировки многих параметров прибора, в том числе общего усиления, усиления в различных интервалах по глубине, установки режимов препроцессинга и постпроцессинга.
Правильность настройки и калибровки прибора для оценки геометрических форм и размеров структур и органов проверяется по точности отображения вертикального и горизонтального рядов точечных отражателей (рис. 32, 33), а также по способности прибора без искажений отображать форму круглых сосудов разного диаметра (рис 38, 39).
Любые отклонения в изображении фантома от правильных линейных или круглых форм свидетельствуют о неисправности прибора. Используя режим измерения в приборе, можно определить расстояния между точечными отражателями по горизонтали и по вертикали. Сравнивая полученные результаты с известными значениями этих расстояний в фантоме, можно проверить калибровку прибора.

 

2.Экспериментальная часть
2.1.Работа с прибором КМ 2000, его характеристики;
Внешний вид и функциональные узлы.

 

kj

  • 2KX2000G панель

xfg 

рис.3 КX2000G клавиши

 

Назначение клавиш: 1-возвращение, 2-меняет размер букв, 3-переключение, 4-место,
5-нумерация и направление, 6-удаление, 7-текстовый ввод/смена языка, 8-цвет, 9-клавиша установки, 10-клавиша очистки экрана, 11-Клавиша выбора направления, 12- клавиша выбора датчика, 13-клавиша просмотра, 14-клавиша контроля прокола, 15-задание исследуемой области, 16-негатив, 17-клавиши изменения ключевого угла, 18-настройка цветовой гаммы, 19-вертикальный переворот изображения, 20- смена направления сканирования, 21-В-режим, 22-В/В-режим, 23-4В режим, 24-B/М режим, 25-М-режим, 26-измерение расстояния, 27-Окружности/области измерения, 28-масштаб измерений, 29-измерение зародыша, 30-функциональная кнопка-прокрутка, 31-шаровая кнопка, 32-Заморозка/ разморозка изображения, 33-выбор режима фокуса, 34-выбор скорости сканирования в М-режиме, 35-усиление контуров изображения, 36-фреймова гамма корреляция, 37-выбор частоты, 38-увеличение/уменьшение масштаба, 39-локальное выделение области исследования, 40-глубинное расширение/линза, 41-регулирование контраста, 42-регулирование общего плана, 43-регулирование дальней области, 44-регулирование ближней области.

 

Датчик на 3,5 МГц.

zasd

1.Акустическая линза-преобразует электрический сигнал в ультразвуковой сигнал основанный на принципе обратного пьезоэлектрического эффекта.
2.Кабель - соединяет датчик с основным устройством.
3.Заглушка - фиксирует датчик.
4.Соединение датчика с системой.

 

Функциональные операции

 

УЗ сканер КХ 2000 G работает в двух основных режимах: В и М, и в трех дополнительных В/В, 4В, М+В.

 

Выбор режима работы

 

Присущие данной системе параметры и характеристики на экране описываются следующим образом:
1. Просмотр слева/справа
2. Серая шкала                                                                   
3. вид зонда - В                                                                                              
4. зондирующая точка                                                
5. точка на теле
6. индикатор напряжения
7. точка фиксации
8. основной показатель рабочей частоты 
9. главный показатель
10. показатель измерения расстояния
11. шкала глубины
12. показатель времени и даты

 

Для настройки изображения применяют клавиши: настройка яркости и контраста,
настройка масштаба изображения, переключение трех частот, выбор взаимосвязи основ/каркасов/фреймовой корреляции, улучшение контуров изображения, настройка цветовой гаммы.
С помощью УЗ сканера КХ 2000 G мы можем осуществлять следующие измерения: измерение расстояния, измерение окружностей/областей с использованием метода геометрических точек, измерение цикла сердечных показателей, измерения объема окружностей/ областей с использованием эллиптического метода. Инструкция к прибору имеется.

 

2.2.Объекты исследования.

 

1.Водонаполненный фантом
2.Желатиновый фантом
3.Гелевый фантом