Принципи ультразвукової візуалізації серця

фізика ультразвуку

Ультразвук - це звук з частотою більше 20000 коливань в секунду (або 20 кГц). Швидкість, з якою ультразвук поширюється в середовищі, залежить від властивостей цього середовища, зокрема, від її щільності. Швидкість поширення ультразвуку в тканинах людини при температурі 37 ° С дорівнює 1540 м / с. Звук має хвильову природу і його поширення підпорядковується таким же законам, що і процес поширення світла. Знання цих основних законів істотно для розуміння принципових засад ехокардіографії.
Якщо щільність, структура і температура однакові по всій середовищі, то таке середовище називається гомогенною. У гомогенної середовищі хвилі поширюються лінійно. Різні середовища мають різні властивості, з яких для нас особливо важливий акустичний імпеданс. Акустичний імпеданс дорівнює добутку щільності середовища на швидкість поширення в ній звуку і характеризує ступінь опору середовища поширенню звукової хвилі. Швидкість поширення ультразвукової хвилі в тканинах практично постійна, тому в ехокардіографії акустичний імпеданс - лише функція щільності тієї чи іншої тканини. Різні тканини: міокард, перикард, кров, стулки клапанів і т. Д. - Мають різну щільність. Навіть при незначному відмінності щільності між середовищами виникає ефект «розділу фаз» [interface]. Ультразвукова хвиля, що досягла межі двох середовищ, може відбитися від кордону або пройти через неї. При цьому: 1) кут падіння дорівнює куту отраженія- 2) через відмінності акустичних імпедансів середовищ кут заломлення НЕ дорівнює куту падіння.
Співвідношення між кутом падіння (відображення) і кутом заломлення описується формулою: n1 / n2 = sin q2 / sin q1, де n - акустичний імпеданс, t - кут між напрямком поширення звукової хвилі і перпендикуляром до межі фаз.
Чим менше кут падіння (т. Е. Чим ближче напрям поширення звукової хвилі до перпендикуляру), тим більше частка відбитих звукових хвиль. Частка відбитого ультразвуку визначається трьома факторами: 1) різницею акустичного імпедансу середовищ - чим більше ця різниця, тим більше отраженіе- 2) кутом падіння - чим ближче він до 90 °, тим більше отраженіе- 3) співвідношенням розмірів об`єкта і довжини хвилі - розміри об`єкта повинні бути не менше 1/4 довжини хвилі. Для вимірювання менших об`єктів потрібно ультразвук з більшою частотою (т. Е. З меншою довжиною хвилі).
Просторова роздільна здатність методу [resolution] визначає відстань між двома об`єктами, при якому їх ще можна розрізнити. Наприклад, частота 2,0 МГц дає роздільну здатність в 1 мм. Однак, чим вище частота, тим менше проникаюча здатність ультразвуку (глибина проникнення): тим легше відбувається його затухання [attenuation]. Таким чином, важливо знайти оптимальну частоту, яка дає максимальну роздільну здатність при достатній проникаючої здатності. У табл. 1 наведені значення «половинного загасання» для різних середовищ, т. Е. Відстані, на яких ультразвукові хвилі з частотою 2,0 МГц втрачають половину своєї енергії.

Структури, в яких відбувається повне затухання ультразвукових хвиль, іншими словами, через які ультразвук не може проникнути, дають позаду себе акустичну тінь [shadowing] - при дослідженні серця такий ефект дають кальциновані структури і протезувати клапани серця.

ультразвуковий датчик

Датчик [transducer] - це пристрій, що перетворює один вид енергії в інший. У ехокардіографії ми маємо справу з перетворенням електричної енергії в механічну і навпаки. У датчику це перетворення здійснюється спеціальним кристалом - п`єзоелектричним елементом. П`єзоелектричний елемент змінює свої розміри під впливом електричного струму і, навпаки, породжує електричний струм під дією прикладеного до нього тиску, наприклад, з боку ультразвукових хвиль. Таким чином, п`єзоелектричний кристал може посилати і приймати ультразвукові хвилі. У датчику п`єзоелектричний елемент знаходиться між двома електродами (плюс і мінус). Проходить через елемент електричний струм змушує його то розширюватися, то стискатися і тим самим генерувати ультразвукові хвилі. З іншого боку, що приходять ультразвукові хвилі елемент перетворює в електричні імпульси, що реєструються катодних осциллографом. Оптимальна довжина п`єзоелектричного елемента дорівнює 1/2 довжини хвилі. У цьому випадку елемент коливається з резонансною частотою. Коливання п`єзоелектричного елемента поширюються в усіх напрямках, в тому числі в напрямку корпусу датчика. Щоб виключити хвилі, відбиті від корпусу датчика, корпус вистилають поглинаючим матеріалом. Генерований ультразвуковим датчиком сигнал поширюється на деяку відстань, зване ближньої зоною [near field], у вигляді пучка паралельних хвиль, які потім розходяться в так званій дальній зоні [far field]. Найкращим чином можуть бути досліджені об`єкти, що знаходяться в ближній зоні: тут вище інтенсивність випромінювання і більша ймовірність того, що ультразвукові промені поширюються перпендикулярно межі поділу фаз. Інтенсивність вимірюється числом хвиль на одиницю площі. Протяжність ближньої зони (l) залежить від радіуса датчика (r) і довжини ультразвукової хвилі (l): l = r / l. Оскільки l = V / f, де V - швидкість поширення ультразвуку в тканинах, а f - його частота, і V = 1540 м / с, отримаємо: l = r2`f / 1540.
Звідси ясно, що розмір ближньої зони можна збільшити, збільшивши частоту або радіус датчика. Відомості, наведені в табл. 2, можуть бути корисні при виборі найбільш підходящого датчика для візуалізації серця.

Застосувавши конвергірующіе і розсіюють лінзи, можна подовжити ближню зону і зменшити розбіжність ультразвукових променів в дальній зоні. Конвергірующіе лінзи фокусують паралельні ультразвукові хвилі і використовуються в датчиках для стиснення пучка. Вони формують вузький пучок високої інтенсивності на короткій ділянці, за межами якого промені розходяться, але не в такій мірі, як це було б без використання конвергірующего лінз. У сучасних датчиках фокусування ультразвукових променів здійснюється не оптичними лінзами, а електронними засобами.
У загальному вигляді процес роботи ехокардіографія може бути представлений таким чином. В деякий момент часу датчик посилає короткий ультразвуковий імпульс. Імпульс лінійно поширюється в гомогенної середовищі до тих пір, поки не дійде до межі розділу фаз, де відбувається відбиття або заломлення ультразвукових променів. Через час, що дорівнює Dt, відбитий звук (відлуння) повернеться до датчика, який тепер працює як приймач. Знаючи швидкість поширення звукової хвилі (1540 м / с) і час, протягом якого звук пройшов відстань до кордону фаз і назад (Dt), можна обчислити відстань між датчиком і цією межею (D): D = 1540`Dt / 2.
Це співвідношення між часом і відстанню і лежить в основі методу ультразвукової візуалізації серця. Зазвичай в ехокардіографії використовують ультразвукові імпульси тривалістю близько 1 мс. П`єзоелектричний елемент працює в режимі генерації менше 1% часу, а весь інший час - в режимі прийому. При цьому пацієнт отримує мінімальні дози ультразвукового опромінення.

Запис ехосигналів

Інтенсивність прийнятого луна-сигналу залежить від того, яка частина посланого сигналу відбилася від кордону розділу фаз і повернулася до датчика. Інтенсивність прийнятих ехосигналів може бути графічно представлена на осциллоскопе (екрані ехокардіографія) в різних режимах (рис. 1.1). Це можуть бути електричні імпульси різної амплітуди- при цьому по іншій осі координат відкладається відстань від датчика до досліджуваних структур. Така форма графічного представлення ехосигналів отримала назву А-модального режиму ехокардіографії (А - від «амплітуда»). Недолік такого режиму ехокардіографії - неможливість зобразити рух. Зображення реєструє відстань між об`єктом і датчиком, виміряний даними сигналом в даний момент часу. Щоб зареєструвати рух будь-якої структури, потрібно представити на екрані її положення в різні моменти часу, що відповідають серії луна-сигналів. А-модальне зображення не містить тимчасової осі координат і не може тому реєструвати рух.

Малюнок 1.1. Технічні основи ехокардіографії: способи отримання зображень. вгорі: парастернальна позиція довгої осі лівого желудочка- датчик для М-модального дослідження приставлений до грудної клітки, ультразвуковий промінь спрямований перпендикулярно до її поверхні і проходить через стінку грудної клітини (CW), передню стінку правого шлуночка (RVW), міжшлуночкової перегородки (Sept), передню стулку мітрального клапана (AML), задню стулку мітрального клапана (PMV), задню стінку лівого шлуночка (LVW). Ефект розділу фаз на кордоні цих структур з кров`ю викликає відображення ультразвукового променя, що реєструється датчиком в період, коли він працює в якості приймача сигналів. Тиск, який чиниться ультразвуком на п`єзоелектричний елемент датчика, перетворюється в електричні сигнали, що реєструються на екрані осцилоскопа (екрані ехокардіографія) у міру їх надходження. В А-модальном режимі (A-mode) інтенсивність прийнятих ехосигналів представлена у вигляді електричних імпульсів різної амплітуди. В В-модальном режимі інтенсивність ехосигналів представлена у вигляді яскравості свічення окремих точок. А-модальний і В-модальний режими представляють інтенсивність ехосигналів в реальному часі. Розгортка По-модального режиму за часом перетворюється в М-модальний режим. внизу: різні способи отримання двовимірного зображення серця. Ультразвуковий промінь переміщається (сканує) в межах сектора, створюючи зображення серця в реальному часі. Режим двовимірного зображення серця є розвитком По-модального режиму: інтенсивність прийнятих ехосигналів відповідає яскравості точок. У датчику з фазово-кристалічною решіткою (Phased Array) сканування досягається послідовним збудженням кристалів, що мають відносно малий діаметр. У механічному датчику (Mechanical Rotation) електричний мотор обертає три або чотири датчика для М-модального дослідження повз вікна, що межує з поверхнею грудної клітини. Робота осцилюючих датчиків (Oscillation) заснована на коливанні одного п`єзоелектричного елемента. В лінійних датчиках (Multicristal) п`єзоелектричні елементи збудовані в один ряд і посилають паралельно спрямовані ультразвукові промені, тому зображення і досліджувані об`єкти мають однакові розміри. Міжреберніпроміжки занадто вузькі для використання лінійних датчиків в ехокардіографії. Schiller N.В., Himelman R.В. Echocardiography and Doppler in clinical cardiology, in: Cardiology, ed. Parmley W.W., Chatterjee K., J.B. Lipincott Co., 1991, матеріал надав проф. Norman H. Silverman.
Для збільшення обсягу інформації, що міститься в зображенні, інтенсивність прийнятих ехосигналів може бути представлена не у вигляді амплітуди, а у вигляді яскравості світіння точки: чим більше інтенсивність прийнятих ехосигналів, тим більше яскравість світіння відповідних їм точок зображення. Такий режим називається По-модальним (В - від «brightness», «яскравість»).
Від цього режиму легко перейти до режиму розгортки яскравості структур серця за часом, - до М-модальному режиму (М - від «motion», «рух»). В М-модальному режимі одна з двох просторових координат замінена временнпрой. Історично М-модальне дослідження було першим ехокардіографічні режимом. В М-модальному режимі на екрані ехокардіографія по вертикальній осі відкладається відстань від структур серця до датчика, а по горизонтальній осі - час. Датчик при М-модальному дослідженні може посилати імпульси з частотою 1000 з-1 це забезпечує дуже високу частоту зміни зображень (високу временную роздільну здатність). М-модальне дослідження дає уявлення про рух різних структур серця, які перетинаються одним ультразвуковим променем. Головний недолік М-модального дослідження - одномірність.
Режим двовимірного зображення серця [two-dimensional], інакше званий режимом зображення в реальному часі, теж є розвитком По-модального режиму. Для отримання двовимірного зображення серця в реальному часі проводиться сканування (зміна напрямку ультразвукового променя) в секторі 60-90 °. При двовимірному зображенні ми отримуємо на екрані поперечний переріз серця, що складається з безлічі точок, відповідних По-модальним Ехокардіограми при різних напрямках ультразвукового променя. Частота зміни кадрів при двовимірному дослідженні - від 25 до 60 хв-1. Технічно в різних датчиках зміна положення ультразвукового променя (сканування) досягається різними способами (рис. 1.1).
Легкі і ребра дуже обмежують доступ до серця, тому датчики з паралельним напрямком ультразвукових променів, так звані лінійні датчики [linear array scanners], мають великі розміри, в ехокардіографії не використовуються. Основні два типи датчиків в ехокардіографії - це механічні [mechanical sector scanners] і електронні датчікі- останні називають також датчиками з електронно-фазової гратами [phased array sector scanners], вони мають від 32 до 128 п`єзоелектричних елементів. Механічні датчики в цілому володіють кілька більш високою роздільною здатністю, проте вони більше за розмірами і значно менш довговічні. Перевага датчиків з електронно-фазової гратами стало очевидним з появою допплерівських досліджень: виявилося, що вони пристосовані для них значно краще, ніж механічні датчики. Датчики з циркулярним розташуванням п`єзоелектричних елементів, так звані Аннулярная датчики [annular array scanners], дозволяють фокусувати ультразвукові промені в просторі. Сучасні Аннулярная датчики поєднують в собі властивості механічних датчиків і датчиків з електронно-фазової гратами.

Відео: Порядок виконання: блокада підшкірного нерва під контролем ультразвукової візуалізації

Налаштування ехокардіографічного зображення

У різних ехокардіографічних системах настройку зображення можна проводити за допомогою різних технічних засобів, але є загальні способи контролю зображення і представлення його на екран.
Загальне посилення ехосигналів [gain controls] підсилює або послаблює всі луна-сигнали, незалежно від їх інтенсивності. Компенсація глибини [depth compensation або time-gain compensation] служить для посилення сигналів, що відбиваються від віддалених структур, і ослаблення сигналів, що відбиваються від структур, що знаходяться близько до датчика. Компенсація глибини необхідна тому, що інтенсивність ультразвукових сигналів падає в міру проходження через тканини, причому послабляється як посланий, так і відбитий ультразвуковий сигнал. Граничний контроль [reject control] повністю пригнічує сигнали, інтенсивність яких нижче заданої.
З удосконаленням цифрових методів обробки зображення і збільшенням градацій сірої шкали [gray scale] поліпшуються форми подання ехокардіографічних зображень на екран. Обробка відображених ультразвукових сигналів [post-processing] встановлює залежність між амплітудою прийнятого ультразвукового сигналу і відповідним їй рівнем сірої шкали. Регулювання ехокардіографія дозволяє встановити пряму залежність між слабкими і сильними сигналами, посилити слабкі сигнали і послабити сильні, або ж послабити слабкі сигнали і посилити сильні. Затримка зображення [persistence] служить для отримання більш «м`яких» зображень: в цьому випадку відбувається підсумовування двох і більше зображень на екрані.
Важко дати докладні рекомендації по настройці зображення, придатні у всіх випадках, але загальні принципи, яких потрібно дотримуватися для оптимальної візуалізації структур серця, такі: 1) регулювання посилення, яскравості, контрастності повинна бути проведена таким чином, щоб дотримати пропорції між розмірами і яскравістю різних структур серця, відповідні істинним розмірами структур і їх здатності відображати ультразвук- 2) розміри зображення повинні бути достатніми для потрапляння в зображення околосердечная структур- 3) слід пам`ятати про те, що зменшення розмірів зображення веде до збільшення частоти зміни кадрів, і користуватися цим для збільшення временнпрой роздільною способності- 4) рекомендується встановлювати достатню «фонове» посилення для того, щоб в зображення потрапляли структури, слабо відображають ультразвук- 5) слід по можливості зберігати незмінний масштаб зображення для отримання правильного уявлення про розміри різних структур: при дослідженні дорослих пацієнтів з нормальними розмірами серця рекомендована глибина - 16 см, при дослідженні пацієнтів з кардиомегалией - 20 см.