Метод двухмерного сканирования в В-режиме. Рассчет двухмерного УЗИ
Метод двухмерного сканирования в В-режиме наиболее широко применяется в аппаратуре для медицинской диагностики. Похожий в своей основе на гидролокатор, этот метод отображения может также иметь важное значение в оценке числа циркулирующих в крови газовых эмболов в период после декомпрессии. В-режим основан на пульсирующем возбуждении ультразвукового преобразователя с таким расчетом, чтобы в ткань посылались очень короткие порции акустической энергии.
В ткани часть энергии рассеивается или отражается обратно в сторону излучающего преобразователя, в котором эхосигнал восстанавливается из механического опять в электрический. Если акустическая скорость известна, то время возвращения эхосигнала, измеренное от момента посылки, соответствует расстоянию до объекта, порождающего этот сигнал. Амплитуда эхосигнала связана с резким изменением акустического импеданса [как это показано в уравнении для определения коэффициента отражения]. В мягких органах и тканях, как правило, менее 1 % посылаемой энергии отражается на границе контактирующих поверхностей.
Несмотря на то что скорость распространения ультразвука в мышцах, жировой ткани и крови несколько различна, на практике ее можно считать постоянной. Так, выбрана средняя скорость (с), равная 1540 м/с. Следовательно, расстояние, проходимое эхосигналом, может быть определено как:
R=ct, где R — расстояние, проходимое эхосигналом; t — время возвращения сигнала с учетом времени его посылки. Поскольку сигналы, отраженные от наиболее отдаленных объектов, должны быть приняты до передачи следующего акустического импульса, скорость распространения ультразвука сквозь ткани определяет верхний предел числа операций передачи — приема, проводимых в единицу времени. Например, если объекты, которые надо рассмотреть, расположены на максимальном расстоянии R (см), то частота повторения акустических импульсов (ЧПИ) будет составлять ЧПИ<c/2R, имп/с
Скорость распространения ультразвука в воздухе и кости и акустическая плотность указанных сред, безусловно, существенно отличаются от таковых у мягких тканей. Поэтому изменение акустического импеданса при прохождении импульса ультразвука через граничащие поверхности этих сред будетбольше, а, следовательно, и выше амплитуда эхосигнала.
Акустический импеданс кости в 2 раза выше, чем у мягких тканей, но в 2,7-104 ниже, чем у воздуха. Следовательно, на границе между тканью и воздухом фактически вся подводимая акустическая энергия отражается, а резкое изменение импеданса служит феноменологической основой ультразвуковой детекции газовых эмболов, диаметр поперечного сечения которых меньше ширины акустического пучка. Как было показано Evans (1977), тазовые пузырьки с диаметром 10—300 мкм рассеивают ультразвук, имеющий частоту диагностического диапазона (1—5 МГц), пропорциональную их площади сечения.
Двухмерное сканирование отраженного ультразвука может быть получено усилением принятого эхосигнала и использованием его для модуляции интенсивности катодного луча осциллоскопа. Запуск развертки луча осциллоскопа совпадает со временем передачи сигнала и по скорости пропорционален средней скорости ультразвука в ткани.
Так получают одномерное, или линейное, отображение исследуемой структуры, в которой расстояние от начала развертки соответствует дальности цели от преобразователя, а яркость в каждой точке связана с количеством рассеиваемой энергии от конкретного объекта. Если начало одномерной развертки изменять путем небольших увеличений продолжительности между двумя последующими импульсами озвучивания в направлении, перпендикулярном этой развертке, то получим стандартное эхокардиографическое отображение в М-режиме.
Этот режим отображения позволяет визуализировать во времени развитие целей вдоль одной конкретной пространственной ориентации.
Двухмерное томографическое изображение можно создать путем изменения позиции преобразователя или его ориентации, или комбинации того и другого. Начало развертки, так же как ее ориентация на осциллоскопе, устанавливается для согласования области и направления озвучивания так, что множество отдельных линий изображения в В-режиме, рассекающих органмишень в различных точках, могут быть получены перемещением преобразователя, дающим двухмерное изображение. Итак, каждое томографическое изображение в В-режиме состоит из множества частных линейных изображений.
Поскольку число строк, которое может быть изображено в единицу времени, определено зависимостью, выраженной в формуле, то частота кадров двухмерного изображения в первую очередь зависит от общего числа составляющих это изображение строк. Обычно для максимальной дальности мишени, равной 15 см, изображение, состоящее из 160 строк, может быть представлено со скоростью 30 кадров в 1 с. Скорость формирования этого изображения достаточно высока, чтобы зафиксировать неподвижным газовый эмбол, находящийся в сосудистой системе. Аналогично могут быть изучены и динамические явления в сердце: движения клапанов, сокращение миокарда.
