Logo GenDocs.ru


Поиск по сайту:  


Лекция - УЗИ - файл 1.doc


Лекция - УЗИ
скачать (2534.5 kb.)

Доступные файлы (1):

1.doc2535kb.16.11.2011 08:32скачать

содержание

1.doc

  1   2   3   4   5   6   7   8   9   ...   20
Реклама MarketGid:
Министерство здравоохранения Республики Беларусь

ГОСУДАРСТВЕННОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ОБРАЗОВАНИЯ

«БЕЛОРУССКАЯ МЕДИЦИНСКАЯ АКАДЕМИЯ ПОСЛЕДИПЛОМНОГО ОБРАЗОВАНИЯ»


Кафедра ультразвуковой диагностики


Курс лекций

по специальности «Ультразвуковая диагностика»


Минск БелМАПО

2008


УДК

ВВК

К


Рекомендовано к изданию в качестве курса лекций по специальности «Ультразвуковая диагностика» Учебно-методическим советом БелМАПО

протокол № ___ от ___ _______ 2008г.


Раздел 2.1. Физические основы ультразвука.


2.1.1.

ТЕМА: Основные положения акустики.

(автор – доцент, д.м.н. Кушнеров А.И.)


Учебные вопросы:

1.История вопроса использования ультразвука в медицине.

2.Физические основы акустики.

3.Физические аспекты ультразвука, нашедшие применение в медицине.


^ 1. История вопроса использования ультразвука в медицине.

Изучение принципов ультразвуковой диагностики предполагает знание элементарных теоретических основ акустики. Догадку о том, что причиной безошибочного полета летучих мышей в темноте являются неслышимые человеческим ухом зву­ковые колебания, высказал в конце XVI-гo века итальянец Спаланцани, однако, для ее практического подтверждения понадобилось полтора столетия. Официальная история изучения ультразвука начинается в 1880 году, когда выдающийся физик Пьер Кюри, работая вместе с братом Жаком, открыл явление пьезоэффекта, суть которого за­ключается в появлении на гранях кварцевой пластинки при ее сжатии электрических зарядов. Через год это явление, получившее название прямого пьезоэффекта, было теоретически обосновано другим французским ученым Г. Липманом, который также описал и принцип обратного пьезоэффекта -деформации пьезоматериала под действием разности электрических потенциалов. В течение нескольких десятилетий эти открытия не получали должного признания и применения. Лишь в 1916 году начинается практическое использование ультразвукового устройства –на подводных лодках устанавливаются первые ультразвуковые эхолокаторы для обнаружения кораблей противника.

В 1929 году российским исследователем С.Я.Соколовым были заложены основы ультразвуковой дефектоскопии в технике и промышленности (обнаружение скрытых дефектов в металлических изделиях, бетонных блоках и т.п.). Для этого создаются специальные ультразвуковые устройства, послужившие впоследствии прототипами медицинских диагностических аппаратов. С их помощью и были произведены отдельные попытки получения ультразвуковой информации о состоянии внутренних органов человека. Вскоре появляются первые, относительно простые по устройству медицинские аппараты, работающие в одномерном режиме. Они сделали возможным в эксперименте и клинической практике увидеть изображение камней желчного пузыря, зарегистрировать смещение срединных структур головного мозга при наличии в полости черепа гематомы или опухоли и др. В середине 50-х годов начинается успешное применение ультразвукового диагностического метода в офтальмологии, публикуются первые работы по диагностике опухолей молочной железы. Это время отмечено появлением аппаратов, дающих двумерное (В-метод) изображение внутренних органов (ультразвуковую томограмму), а также теоретическими и экспериментальными исследованиями применения доплеровских систем в диагностике.

В течение следующих 15-20 лет аппаратура значительно совершенствуется, создаются устройства «серой шкалы», дающие изображения с большим количеством деталей и тонкими градациями структуры, разрабатываются первые модели аппаратов быстрого сканирования (в реальном масштабе времени). Постепенно формируется облик современного ультразвукового диагностического аппарата, оснащенного большим количеством сменных датчиков, имеющего встроенные блоки для измерений, расчетов различных биологических параметров и, наконец, систему компьютерной обработки изображения.


^ 2. Физические основы акустики. Область физики, изучающая колебательные движения в упругих (твердой, жидкой и газообразной) средах, называется акустикой. Акустика первоначально возникла как наука, исследующая звуковые, т.е. слышимые ухом, колебания. Но, в настоящее время предметом изучения акустики являются и другие механические колебания, которые недоступны слуху человека из-за очень низкой (инфразвук) или высокой (ультразвук) и сверхвысокой (гиперзвук) частоты.

Ультразвуковая волна - это звуковые колебания, превосходящие по частоте определенный порог. Диапазон слышимости звука у человека составляет 20-20 000 Гц. Диапазон черно-белого изображения ультразвука (режим серой шкалы) 2-15 МГц; доплеровские частоты несколько ниже.

В диагностической аппаратуре используется лишь относительно небольшой участок ультразвукового диапазона. Это связано с тем, что колебания высокой частоты не могут глубоко проникать в ткани, а низкие частоты не обес­печивают достаточного качества изображения из-за невысокого разрешения. Самые высокие рабочие частоты имеют датчики офтальмологических аппаратов, низкие - ультразвуковых остеометров и синускопов.

Звуковыми, а также ультра-, гипер- или инфразвуковыми - в зависимости от частоты называются колебания, распространяющиеся в виде продольной волны. Продольная волна представляет собой периодические (повторяющиеся) перемещения частиц среды вперед-назад от положения равновесия. При этом, одни частицы среды толкают другие, находящиеся перед ними и возвращаются на место. Такая волна называется продольной, поскольку перемещение частиц среды происходит по направлению воздействия возмущающего фактора, в отличие от поперечной волны, когда направление колебаний частиц перпендикулярно действующей силе.

Колебательные движения описываются значением ряда параметров: амплитуды, периода, частоты колебаний, длины волны и др.

В тканях тела распространяются только продольные волны, которые представляют собой возвратно-поступательные перемещения частиц среды. Так как продольная волна представляет собой чередующиеся зоны разрежения и сжатия вещества среды, частота колебаний является числом сжатий и разрежений в единицу времени. Измеряется эта величина в герцах (1Гц = одному сжатию + разрежению за одну секунду). Период колебаний - это время, за которое происходит одно сжатие и одно разрежение, т.е. величина, обратная частоте колебаний.

Т= 1/f,

где Т — период колебаний, с;

f —частота колебаний, Гц.

Длина волны характеризуется расстоянием между соседними участками с одинаковой степенью разрежения или сжатия. Это расстояние проходит волна за период одного колебания.

Длина волны, частота, период и скорость распространения колебаний связаны между собой простой зависимостью:

X = v/f = vT,

где X —длина волны, м;

v - скорость распространения волны, м/с;

f - частота колебаний, Гц;

Т- период колебаний, сек, т.е.

f X = v.

При постоянной скорости звука эти величины обратно пропорциональны. При увеличении частоты длина волны уменьшается, и наоборот.

Скорость распространения волны определяется как расстояние, пройденное волной в среде за 1 секунду. Этот параметр зависит прежде всего от свойств среды (плотности, однородности) и лишь в небольших пределах от изменения температуры. Температура тела человека является практически постоянной величиной, ее колебания в несколько десятых долей градуса существенно не влияют на скорость ультразвука.

X—длина волны (м); f—частота колебаний (Мгц).


^ 3. Физические аспекты ультразвука, нашедшие применение в медицине. Скорость, с которой ультразвук распространяется в среде, зависит от свойств этой среды, в частности, от ее плотности. Скорость распространения ультразвука в тканях человека при температуре 37°С равна 1540 м/с. Для скорости ультразвука 1540 м/сек, длина волны составляет 0,44 мм на частоте 3,5 Мгц, около 0,3 мм на частоте 5 Мгц.

Если плотность, структура и температура одинаковы по всей среде, то такая среда называется гомогенной. В гомогенной среде волны распространяются линейно. Различные среды обладают различными свойствами, из которых для нас особенно важен акустический импеданс. Акустический импеданс равен произведению плотности среды на скорость распространения в ней звука и характеризует степень сопротивления среды распространению звуковой волны. Скорость распространения ультразвуковой волны в тканях практически постоянна, поэтому в эхокардиографии акустический импеданс — лишь функция плотности той или иной ткани. Разные ткани: миокард, перикард, кровь, створки клапанов и т. д. - имеют разную плотность. Даже при незначительном различии плотностей между средами возникает эффект «раздела фаз». Ультразвуковая волна, достигшая границы двух сред, может отразиться от границы или пройти через нее.

При этом:

  • угол падения равен углу отражения;

  • из-за различий акустических импедансов сред угол преломления не равен углу падения.

Соотношение между углом падения (отражения) и углом преломления описывается формулой:

n1/n2 = sin /sin ,

где n — акустический импеданс,

t — угол между направлением распространения звуковой волны и перпендикуляром к границе фаз.

Чем меньше угол падения (т. е. чем ближе направление распространение звуковой волны к перпендикуляру), тем больше доля отраженных звуковых волн.

Доля отраженного ультразвука определяется тремя факторами:

  • разностью акустического импеданса сред — чем больше эта разность, тем больше отражение;

  • углом падения — чем ближе он к 90°, тем больше отражение;

  • соотношением размеров объекта и длины волны — размеры объекта должны быть не менее 1/4 длины волны. Для измерения меньших объектов требуется ультразвук с большей частотой (т. е. с меньшей длиной волны).

Пространственная разрешающая способность метода определяет расстояние между двумя объектами, при котором их еще можно различить. Например, частота 2,0 МГц дает разрешающую способность в 1 мм. Однако, чем выше частота, тем меньше проникающая способность ультразвука (глубина проникновения): тем легче происходит его затухание. Таким образом, важно найти оптимальную частоту, которая дает максимальную разрешающую способность при достаточной проникающей способности. В табл.  приведены значения «половинного затухания» для разных сред, т. е. расстояния, на которых ультразвуковые волны с частотой 2,0 МГц теряют половину своей энергии.

 

Таблица 1. Значения половинного затухания ультразвуковых волн с частотой 2,0 МГц в различных средах

Среда

Расстояние, см

Вода

380

Кровь

15

Мягкие ткани (кроме мышц)

1—5

Мышечные ткани

0,6—1

Кости

0,7—0,2

Воздух

0,08

Легкие

0,05




 

Структуры, в которых происходит полное затухание ультразвуковых волн, иными словами, через которые ультразвук не может проникнуть, дают позади себя акустическую тень (shadowing).

Амплитуда колебаний представляет собой расстояние, на которое колеблющиеся частицы среды отклоняются от положения покоя. Величина амплитуды зависит от упругих свойств среды и от мощности ультразвуковой волны. Мощность ультразвуковой волны — это энергия, которая передается через окружающую излучатель поверхность в единицу времени. Данный показатель измеряется в обычных единицах мощности — ваттах (Вт).

Однако, более важной для живых тканей характеристикой является интенсивность ультразвукового излучения, которая определяется как мощность, приходящаяся на единицу площади (Вт/м2 или Вт/см2). Для полной уверенности в отсутствии побочных воздействий ультразвука на организм этот показатель не должен превышать 0,05 Вт/см2.

Распространение продольной волны в тканях не сопровождается переносом массы вещества в пространстве, но приводит к переносу энергии. Количество переносимой энергии по мере распространения волны уменьшается, так как происходит ее отражение и поглощение с переходом механической энергии в тепловую. Этот эффект, совершенно незначительный при малых уровнях интенсивности диагностического ультразвука, является основным действующим фактором в физиотерапевтических ультразвуковых устройствах. Глубина проникновения волны определяется не только мощностью, но и частотой ультразвуковых колебаний, а также свойствами упругости среды, в которую они излучаются. С одной стороны, чем меньше длина волны, (т.е. выше частота), тем более направленным, сфокусированным, будет излучение; с другой — чем выше частота колебаний, тем меньшей будет глубина проникновения ультразвуковой волны в ткани тела. Большие частоты поглощаются быстрее, чем меньшие. Низкие частоты лучше проникают в ткани. Большое значение имеет контакт кожи, геля и датчика. Если изучаемый объект расположен слишком поверхностно, для данного типа датчика можно использовать специальную прокладку.

Используемые в диагностических целях частоты ультразвука (примерно в диапазоне от 2-х до 15-ти МГц) позволяют получить узкие пучки ультразвукового излучения, проходящие с небольшим расхождением через ткани организма человека. Уменьшают расхождение ультразвукового луча специальные «фокусировочные линзы». При этом, частоты 2-3,5 МГц обеспечивают визуализацию на глубине более 15-20 см, а датчик с рабочей частотой 7,5 МГц — только поверхностно расположенных структур организма (не более 4-5 см). При больших частотах длина волны меньше. Более короткие волны позволяют различать отражающие объекты, расположенные на более близком расстоянии. Следовательно, при использовании более высоких частот разрешение выше, но меньше проникающая способность.

Ткани могут поглощать (преобразовывать в тепло), преломлять (сгибать подобно световым волнам), рассеивать и отражать звуковые волны. Отражение может быть диффузным (как на проекционном экране) или зеркальным (как в зеркале).

Отражение ультразвуковой волны составляет основной принцип действия современной диагностической ультразвуковой аппаратуры, работающей в режиме эхолокации. Часть направленной вглубь тканей энергии ультразвуковой волны отражается на границе неоднородностей внутренней структуры органов и тканей организма и вызывает микродеформацию пьезоэлемента датчика и появление в нем (по принципу прямого пьезоэффекта) электрического импульса, несущего информацию о внутреннем строении исследуемой области.

При близких значениях акустических сопротивлений большая часть ультразвуковой энергии проходит через границу двух сред. Однако современная аппаратура способна воспроизводить на экране отражение менее 1% ее мощности. Отражение будет прямо пропорционально разности акустического сопротивления на границе раздела двух неоднородных сред (тканей). Акустическое сопротивление зависит от плотности ткани и скорости распространения в ней ультразвука. Оно выражается формулой:

z = рс

Z - акустическое сопротивление кг/м2/с,

Р - плотность среды кг/м3,

с - скорость распространения ультразвука, м/с.

Коэффициент отражения легко определить, если известны акустические сопротивления первой и второй сред:

Ra = Z2-Z1/Z2+Z1

Ra - коэффициент отражения по амплитуде,

Z1 и Z2 - акустические сопротивления сред.

Понятно, что чем больше разница между акустическими сопротивлениями двух сред, тем большая часть энергии волны отразится на их границе. Именно поэтому при проведении исследования так важно создать акустическую прослойку между датчиком и кожей, нанеся специальную контактную смазку, хорошо проводящую ультразвуковые колебания и тем самым свести к минимуму их отражение. Малейшая воздушная прослойка приводит к почти полному отражению ультразвуковой волны и невозможности получения какой-либо диагностической информации.

Поглощение характеризует количество энергии ультразвуковой волны, которое теряется в пересчете на определенный объем ткани, через которую проходит волна. Этот пропорциональный процесс: определенная доля энергии теряется при прохождении звука на данную глубину. Скорость потери также обратно пропорциональна частоте: чем больше частота, тем быстрее происходит потеря. Децибелы определяют энергию звука в логарифмической шкале, поэтому утрата примерно 3 дБ обозначает, что звуковая энергия стала слабее в 2 раза. Скорость поглощения зависит от типа ткани и в среднем составляет примерно 0,5—1 дБ/см/МГц. Следовательно, для волны с частотой 5 МГц теряется 2,5—5 дБ/см звуковой энергии, т.е. половина энергии волны на каждый сантиметр.


^ СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

  1. Cardiac Ultrasound. Edited by P. Wilde. London, 1993.

  2. Клиническое руководство по ультразвуковой диагностике. Под редакцией Митькова В.В., Садриковой В.А., М., Т.5.,1999.

  3. Фейгенбаум Х. Эхокардиография. М., 1999.

  4. Инструментальные методы исследования в кардиологии: Руководство / Под ред. Г.И. Сидоренко. - Мн., 1994. - 270 с.

  5. Моисеев В.С., Сумароков А.В. Болезни сердца: Руководство для врачей. - М.: Универсум Паблишинг, 2001. - 463 с.

  6. Шиллер Н, Осипов М.А. Клиническая эхокардиография, второе издание. – М., Практика, 2005. – 344 с.



2.1.2.

ТЕМА: Методы получения эхографического изображения.

(автор – доцент, д.м.н. Кушнеров А.И.)


Учебные вопросы:

1. Получение ультразвуковых колебаний.

2. Основные методы эхолокации, применяемые в медицине.


^ 1. Получение ультразвуковых колебаний. Для получения ультразвуковых колебаний в технических и медицинских аппаратах используется явление обратного пьезоэффекта - колебания пластинки из пьезоматериала под воздействием электрического тока.

Не меньшее значение для работы аппаратуры имеет и принцип прямого пьезоэффекта. Информация о внутреннем строении органов и тканей тела человека передается отражением от них ультразвуковой волны. При ее воздействии на пьезоэлемент датчика в нем образуются электрические заряды, которые после соответствующих преобразований образуют изображение на экране устройства.

Основной элемент датчика представляет собой тонкую пластину из материала, обладающего пьезоэлектрическими свойствами. В настоящее время материалом для этого служат не природные (кварц), а полученные искусственным путем материалы (титанаты свинца, бария и др.). При подведении к граням такой пластинки разности потенциалов происходит ее деформация — расширение или сжатие в зависимости от полярности электрического заряда. Это явление известно как обратный пьезоэффект.

Частота колебаний пластины зависит от свойств материала, из которого она сделана, ее толщины и т.п. Чем тоньше пьезоэлемент, тем выше его резонансная частота.

Для частот 10-15 МГц толщина пластины составляет всего несколько микрон (мкм). Время, в течение которого на пластину подается напряжение, измеряется миллионными долями секунды и лишь в течение этого времени пьезоэлемент является передающей антенной -излучает ультразвуковые колебания вглубь тканей. Созданная разность электрических потенциалов вызывает колебания пластинки из пьезоматериала, что служит источником ультразвуковой волны. Отразившаяся часть энергии волны вызывает деформацию пластины и появление электрических зарядов на ее гранях.

Часть энергии ультразвуковой волны отражается, проходя через границы тканей, имеющих различные акустические свойства и возвращается к пьезоэлементу, который в это время находится в состоянии покоя. Отраженная ультразвуковая волна вызывает компрессию пьезопластины и появление на ее гранях разности электрических потенциалов по принципу прямого пьезоэффекта. Пьезоэлемент датчика в это время работает как приемная антенна, а появившийся на пластине электрический заряд и является основной единицей построения изображения на экране.

Наиболее часто используются следующие термины: ультразвуковое исследование, ультразвуковая диагностика, ультразвуковое сканирование, эхография, эхотомография, сонография, ультрасонография и распространенные сокращения — УЗИ (ультразвуковое исследование) и УЗД (ультразвуковая диагностика).

Из перечисленных терминов предпочтительными являются эхотомография, сонография и ультрасонография, так как первый из них описывает и метод исследования и тип получаемого изображения, а второй и третий традиционно используются в зарубежной литературе.

Определения «ультразвуковое исследование», «ультразвуковое сканирование» допустимы, но менее лаконичны и информативны, а понятие «ультразвуковая диагностика» должно приме­няться для обозначения не процесса исследования, а раздела диагностики или специальности врача. Поэтому, например, название «Кабинет УЗД» является более правильным, чем «Кабинет УЗИ», но наименование диагностической процедуры «УЗИ органов брюшной полости», а не «УЗД органов...».


^ 2. Основные методы эхолокации, применяемые в медицине.

В настоящее время такие названия метода, как двумерное и одномерное ультразвуковое исследование чаще заменяются сокращенными названиями А- и В-метод. Применение терминов, которые имеют в своем составе слова «сканирование» или «томография» допустимо лишь для описания исследования двумерным (В) методом.

При использовании других режимов их наименование фигурирует в описании исследования, например: ультразвуковая допплерография, цветное допплеровское картирование, или после названия «сонография», "ультразвуковое исследование" и др. указывается метод его проведения.

Существуют два принципиальных варианта получения информации о внутренней структуре объекта с помощью ультразвука. Ведущим в настоящее время является метод эхолокации, который заключается в приеме отраженных по мере прохождения луча сигналов, их обработке в аппарате и выводе графической или структурной информации на экран.

Отличие трансмиссионного метода, не нашедшего широкого применения в медицинской аппаратуре, (за исключением остеометрических аппаратов и иммерсионных маммоскопов) состоит в том, что функции передачи и приема сигнала разделены. Излучатель и приемник располагаются друг напротив друга строго по одной оси, а исследуемый объект помещается между ними. Информация, таким образом, содержится не в отраженном сигнале, а прошедшем через объект пучке ультразвуковой энергии.

Принцип эхолокации реализуется на практике различными методами, среди которых практически наиболее используемыми являются: А, В, D и их разновидности.

А-метод получил название от начальной буквы английского слова amplitude (амплитуда). Отраженные сигналы воспроизводятся в виде пиков на горизонтальной оси экрана аппарата. Чем более смещено вправо изображения этого пика, тем дальше от датчика расположена зона отражения ультразвукового сигнала. Зная скорость распространения ультразвуковой волны в тканях тела человека, можно определить расстояние до этой зоны, разделив пополам (так как ультразвуковой луч проходит этот путь дважды) произведение времени возврата импульса на скорость ультразвука.

Значение амплитуды на экране аппарата характеризует (качественно, а не количественно, так как невозможно учесть все потери энергии импульса на пути до зоны отражения и обратно) разницу в акустической плотности тканей. Тем не менее, амплитуда отраженного сигнала позволяет, в определенной мере, сделать заключение о характере препятствия на трассе ультразвукового луча. Несмотря на то, что аппарат, работающий в одномерном режиме, устроен относительно просто, а количество информации, получаемой с его помощью, ограничено, устройства этого типа и в настоящее время успешно применяются в некоторых областях медицины. Датчик аппарата, работающего в одномерном режиме, чаще всего имеет цилиндрическую форму (в виде толстого карандаша). В торце его рабочей поверхности расположен один неподвижный пьезоэлемент.

М-метод (развертка одномерного изображения во времени). Название этого метода (М) является сокращением английского слова motion (движение). Иногда метод называется ТМ time-motion (время-движение). Он был предложен и нашел наибольшее применение в кардиологической практике, так как предназначен для исследования движущихся структур. Суть метода легко понять, представив себе, как ультразвуковой луч из датчика одномерного аппарата проходит через сердце. В этом случае на экране аппарата можно наблюдать перемещение амплитуд сигналов, отраженных от стенок камер и клапанов работающего сердца вправо-влево в зависимости от фазы его сокращения. Однако, измерять смещения этих амплитуд (т.е. определять величины колебаний) практически невозможно, так как изображение нахо­дится в постоянном движении.

В М-режиме изображение на экране повернуто на 90° градусов по отношению к тому, как воспроизводится А-методом. На экране оно более соответствует нормальным пространственным соотношениям: отраженные сигналы откладывается не на горизонтальной, а на вертикальной оси, причем, амплитуда изображается не пиком сигнала, а яркостью свечения точки в месте его отражения.

Плоскость, на которую проецируется изображение, смещается во времени, подобно движущейся бумаге прибора с механической записью процесса, например, электрокардиографа. На экране при этом воспроизводится график перемещения изучаемого объекта во времени. Изображение может быть остановлено («заморожено») для детального изучения и измерений параметров.

В настоящее время абсолютное большинство ультразвуковых исследований производятся аппаратами, работающими в режиме В-метода, название которого происходит от слова brightness (яркость). Этот метод называется также эхотомографией, методом двумерного ультразвукового исследования, или ультразвуковым сканированием и является наиболее информативным и употребительным практически во всех областях медицины. Перемещение ультразвукового луча может производиться по­очередным включением пьезоэлементов датчика.

Для регистрации и измерения параметров работы сердца обычно используют двойной режим работы аппарата (В+М) Справа на экране эхотомограмма сердца с изображением на ней пунктирной линией оси, по направлению которой в левой части экрана воспроизводится развертка одномерного сигнала во времени. Такой метод сканирования называется электронным сканированием. Датчик представляет собой ряд последовательно расположенных пьезоэлементов. Каждый из них (как при работе в А-режиме) воспроизводит изображение в виде точек, расположение которых на экране соответствует расстоянию до зоны отражения, а яркость — амплитуде отраженного сигнала.

Чем больше отдельных элементов будет содержать датчик и чем меньший размер будет иметь каждый элемент — тем качественнее будет изображение на экране. Таким образом, двумерное изображение получается в результате сканирования, то есть перемещения пучка ультразвуковой энергии в одной плоскости, которая называется плоскостью сканирования.

Сканирование ультразвукового луча может быть осуществлено и механически. В этом случае датчик обычно имеет один пьезоэлемент, который приводится в движение микромотором. Способ сканирования называется в этом случае механическим.

Период прохождения импульса до исследуемой области тела и обратно к датчику очень мал. Нетрудно посчитать, что для расстояния, например, 10 см. он составит 0,00013 секунды. За столь короткий промежуток времени сканирующего перемещения пьезоэлемента практически не происходит и он принимает отраженный сигнал как неподвижный.

В настоящее время редко, но все же встречаются аппараты, в которых датчик перемещается рукой. Этот вариант получения двумерного изображения носит название сложного ручного или компаундного сканирования. Чтобы его осуществить, необходимо специальное устройство, которое в процессе сканирования обеспечивает перемещение датчика строго в одной плоскости. Любые изменения положения датчика в пределах этой плоскости не ограничиваются. Датчик аппарата сложного ручного сканирования устроен точно так же, как в одномерном аппарате, то есть в его корпусе имеется один неподвижный пьезоэлемент.

Для получения эхотомограммы методом ручного сканирования отраженные сигналы принимаются и фиксируются в специальном запоминающем устройстве, где формируется статическое, «застывшее» изображение, которое «рисуется» на экране по мере перемещения датчика по поверхности тела. Такое медленное сканирование не позволяет видеть перемещения объекта. При исследовании движущихся объектов этим методом можно получить значительные искажения его формы и размеров.

С-метод (фронтальное сканирование). Этот метод заключается в получении двумерного изображения при перемещении пьезоэлемента в плоскости, поперечной его поступательному движению (в прямоугольной системе координат). Система формирования изображения такого аппарата обрабатывает только сигналы, отраженные на одной задаваемой для каждого томографического среза глубине. Датчик имеет свободу перемещения вперед-назад, вверх-вниз с возможностью наклона луча под разными углами но только в пределах выбранной плоскости сканирования, которая не может быть изменена в процессе появления изображения на экране. После проведения каждого томографического среза, эта плоскость изменяется на другую перемещением устройства подвески датчика. Изображение возникает при перемещении датчика по коже исследуемой области и в процессе исследования автоматически замораживается. Преимуществом метода является возможность получать на экране целиком томографические срезы больших площадей. К недостаткам относится трудоемкость и продолжительность исследования. Широкого практического применения подобные аппараты не получили.

D-метод (ультразвуковая допплерография). Метод ультразвуковой допплерографии основан на эффекте, открытом австрийским физиком К.Доплером в 1842 г. Суть этого эффекта, проявляющегося для волновых колебаний любой природы, состоит в изменении длины волны при ее отражении от движущейся преграды. Отражение от препятствия, приближающегося к источнику сигнала, вызывает увеличение частоты исходного колебания, при удалении — приводит к понижению частоты. Измерение частотного сдвига позволяет определить скорость и направление смещения движущихся структу, например потока крови в сосуде по формуле:

∆ f= 2 ∆ v cos а/ с

∆ f- допплеровский сдвиг (изменение начальной частоты), Гц;

f - начальная частота ультразвуковых колебаний, Гц;

с - скорость ультразвука в среде, м/с;

v - скорость движения препятствия, м/с;

cos a - угол падения ультразвукового луча.

Суть метода состоит в том, что отраженные сигналы проходят цифровую обработку и, в зависимости от направления доплеровского сдвига на выбранном и отмеченном участке обычного двумерного изображения показывается цветом направление движения перемещающихся структур. Обычно смещение по направлению к датчику кодируется красным, отдатчика — синим цветом (артериальный и венозный потоки крови). Области турбулентного движения маркируются желтым или зеленым цветом, а отсутствие перемещения крови — глубоким черным цветом. С помощью цветного доплеровского картирования можно видеть кровообращение на уровне мелких артериальных и венозных сосудов и фиксировать даже незначительные препятствия кровотоку (сужения сосудов, атеросклеротические бляшки и др.).


^ СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

1. Cardiac Ultrasound. Edited by P. Wilde. London, 1993.

2. Клиническое руководство по ультразвуковой диагностике. Под редакцией Митькова В.В., Садриковой В.А., М., Т.5.,1999.

3. Фейгенбаум Х. Эхокардиография. М., 1999.

4. Инструментальные методы исследования в кардиологии: Руководство / Под ред. Г.И. Сидоренко. - Мн., 1994. - 270 с.

5. Моисеев В.С., Сумароков А.В. Болезни сердца: Руководство для врачей. - М.: Универсум Паблишинг, 2001. - 463 с.

6. Шиллер Н, Осипов М.А. Клиническая эхокардиография, второе издание. – М., Практика, 2005. – 344 с. 2.1.3.


2.1.3.

  1   2   3   4   5   6   7   8   9   ...   20

Реклама:





Скачать файл (2534.5 kb.)

Поиск по сайту:  

© gendocs.ru
При копировании укажите ссылку.
обратиться к администрации
Рейтинг@Mail.ru