1. Принципы ультразвуковой визуализации.

Ультразвук — это звук с частотой более 20000 колебаний в секунду (или 20 кГц). 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. Звук имеет волновую природу и его распространение подчиняется таким же законам, что и процесс распространения света. Знание этих основных законов существенно для понимания принципиальных основ эхокардиографии.

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» [interface]. Ультразвуковая волна, достигшая границы двух сред, может отразиться от границы или пройти через нее. При этом: 1) угол падения равен углу отражения; 2) 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 q2/sin q1, 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: 1) разностью акустического импеданса сред — чем больше эта разность, тем больше отражение; 2) углом падения — чем ближе он к 90°, тем больше отражение; 3) 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 [resolution] 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 [attenuation]. Таким образом, важно найти оптимальную частоту, которая дает максимальную разрешающую способность при достаточной проникающей способности. В табл. 1 приведены значения «половинного затухания» для разных сред, т. е. расстояния, на которых ультразвуковые волны с частотой 2,0 МГц теряют половину своей энергии.

2. Сравнительный анализ рентгеновского и ультразвукового методов визуализации.

Отметим, что при рентгеновской визуализации используется трансмиссионный метод, при котором визуализируется картина представляющая собой распределение поглощающей способности анатомических структур организма по визуализируемому участку. В процессе визуализации количественная мера коэффициента поглощения рентгеновских лучей отображается на другую количественную меру, например яркость изображения или цвет изображения.

3. Акустическая визуализация в режиме А.

При использовании акустических полей также возможно получение изображения отображающего коэффициент прохождения ультразвука через исследуемую структуру. Однако такие методы визуализации не нашли распространения в медицине, т.к. они требуют двустороннего доступа и обладают низкой чувствительностью. В настоящее время в медицине используется ультразвуковая эхо-импульсная визуализация. Наиболее простым методом УЗ визуализации является изображение типа А. Регистрация амплитуд отраженных ультразвуковых импульсов в функции глубины называется изображением типа А.В

4. Ультразвуковая визуализация в режиме В. Механические и электронные В-сканеры.

Нет ответа.

5. М-режим ультразвука.

М-режим (M-mode) происходит от английского motion - движение - и является динамическим режимом ультразвуковой визуализации. В этом режиме происходит кодирование интенсивности принятых эхосигналов в виде яркости свечения точек дисплея. Одновременно М-режим обеспечивает разверстку яркости свечения этих точек во времени и, таким образом, является динамическим режимом. Применяется в эхокардиографии.

В последнее время М-режим используется для регистрации колебаний стенки артерий. Эти данные применяют для оценки упруго-эластических свойств сосудов.

6.С-режим ультразвука.

Нет ответа

7. Эффект Доплера

1)Допплеровским эффектом в ультразвуковой диагностике обозначается феномен, согласно которому частота ультразвукового сигнала, отраженного от движущегося объекта, изменяется пропорционально скорости движения этого объекта. Этот эффект назван по имени Христиана Андреаса Допплера (1803-1853) - математика и астрофизика, заложившего теоретические основы для разработки много лет спустя ультразвуковой допплерографии.

С учетом этих закономерностей становится принципиально возможным неинвазивно оценивать направление и скорость движения крови.

2)Доплерография — методика ультразвукового исследования, основанная на использовании эффекта Доплера. Сущность эффекта состоит в том, что от движущихся объектов ультразвуковые волны отражаются с измененной частотой. Этот сдвиг частоты пропорционален скорости движения лоцируемых структур — если движение направлено в сторону датчика, то частота увеличивается, если от датчика — уменьшается.

3) Кровь содержит большое количество форменных элементов, которые являются мишенями для отражения ультразвука. Измерив сдвиг частоты ультразвука, отраженного от потока форменных элементов крови, можно определить направление движения крови и количественно измерить скорость кровотока по специальной формуле.

Во-первых, частота зондирующего ультразвука имеет важное значение для диапазона измеряемых скоростей кровотока. В дуплексных системах доп-плеровская частота (используется для измерения скорости кровотока) меньше частоты излучаемого ультразвука для получения двухмерной визуализации тканей (В-режим). Например, в датчике с частотой 5 МГц в допплеровском режиме используется частота 4 МГц.

Во-вторых, угол фета между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока не должен превышать 20 традусов. Ошибка измерения кровотока при значении угла 0-20 градусов минимальна, но нарастает по мере увеличения угла, а при его значении 90 градусов измерение скорости кровотока становится невозможным. Это диктует необходимость направлять луч при допплеровском исследовании максимально параллельно кровотоку.

8. Доплеровский прибор непрерывного излучения. Импульсно-доплеровский прибор измерения кровотока.

1) Простейший доплеровский прибор излучает непрерывный немо- дулированный ультразвук и называется доплеровским прибором не¬прерывного излучения (ДПНИ). Так как он реагирует на кровоток в любой области пучка (хотя чувствительность и падает с глубиной из-за затухания сигнала), его нельзя использовать для различения сосудов, находящихся на разных глубинах, или для измерения про¬филя скоростей в одном сосуде.

2) Импульсно-доплеровский измеритель скорости кровотока

Наиболее существенное ограничение ДПНИ – отсутствие пространственного разрешения, т.е. возможности разделить доплеровские сигналы из различных точек в пределах пучка. Если на пути пучка находятся два сосуда, то доплеровский сигнал представляет собой смесь сигналов от обоих сосудов. Невозможно также разделить и скорости в различных точках одного сосуда, т.е. измерять профиль скоростей.

Для решения этой задачи был создан импульсный измеритель скорости кровотока.

Пространственное разрешение достигается благодаря пе¬риодическому излучению короткого импуль¬са ультразвука и ис¬пользованию смесителя, в котором опорным сигналом служит задержанный во времени излученный сигнал Так как излучение и прием разне¬сены во времени, в зонде можно использовать один преобразова¬тель. Такое устройство чувствительно к кровотоку лишь внутри некоторой области в пучке. При этом время распространения излученного импульса до этого объема и обратно равно задержке между выборками излученного и принима¬емого сигналов

9. Локальные и структурные акустические неоднородности, их сущность, математическое описание и методы измерения параметров.

Нет ответа.

10. Основы получения, обработки и реконструкции акустических изображений.

Сначала регистрируется картина, полученная вследствие интерференции двух звуковых волн - рассеянной предметом и опорной, а затем по полученной записи - акустической голограмме (АГМ) - восстанавливается или исходное изображение предмета, или структура рассеянного предметом поля на некотором расстоянии от него. В АГФ с использованием частот ультразвукового (УЗ) диапазона восстановление исходного поля по АГМ обычно производится с помощью когерентного света, как и при восстановлении оптической голограммы.ения изображений при акустической голографии.

Способ обработки изображения. Будем различать процедуры реконструкции, фильтрации и коррек-ции изображений. Реконструкция — восстановление изображения по совокупности (набору) проекций (обобщенных проекций). Под фильтрацией будем понимать улучшение качественного вос-приятия изображения без проведения реконструкции, но с анализом сово-купности точек изображения (например, обострение границ или сглажива-ние). Под коррекцией будем понимать преобразование каждой точки изо-бражения по определенному закону, не зависящему от значений изобра-жения в окрестных точках (например, изменение яркости изображения или отсечка шумов). Обработка может быть совместной: например, выполняется рекон-струкция, затем проводится какая-либо фильтрация томографического изображения и, наконец, на заключительном этапе осуществляется кор-рекция.