Ультразвуковые сканеры для спектральных доплеровских исследований Ультразвуковые

Ультразвуковые сканеры для спектральных доплеровских исследований • Ультразвуковые доплеровские методы являются эффективным средством неинвазивного исследования характеристик движения тканей в организме человека и широко применяются в кардиологии и сосудистой диагностике.

Классификацию доплеровских методов • Введена следующая классификация доплеровских методов в зависимости от способов получения и отображения информации. 1. Метод оценки изменения во времени скорости кровотока в сечении сосуда или части сечения сердца, сосуда. 2. Метод оценки ЧСС (частоты сердечных сокращений) с использованием доплеровского эффекта. 3. Спектральная доплеровская эхография, или, кратко, спектральный доплер, или D режим оценка спектра скоростей кровотока в сердце и сосудах в процессе его изменения во времени. 4. Методы цветовой доплеровской эхографии, к которым прежде всего относится цветовое доплеровское картирование кровотока двухмерное изображение биологических структур, в котором скорость движения отдельных элементов отображается с помощью цвета различных оттенков.

• Приборы, оценивающие изменение скорости кровотока, являются наиболее простыми из доплеровских приборов. • В настоящее время они практически не применяются, а метод оценки скорости (средней или максимальной) используется как один из режимов в более совершенных приборах спектральной доплерографии. • Чаще всего в настоящее время применяются методы спектрального допплера и цветового доплеровского картирования.

• В УЗ сканерах перечисленные методы используются вместе с другими известными методами представления информации, такими как: • В - режим обычный метод двухмерной эхографии с серошкальным изображением, получаемым в процессе УЗ сканирования; • М-режим метод оценки движения биологических структур по изменению во времени одномерной эхограммы (получаемой в одном луче без сканирования). • УЗ сканеры, в которых наряду с В режимом применяется спектральный доплер (D режим), называются дуплексными приборами. • Режим отображения на экране сканера одно временно В и. D эхограмм называется дуплексным режимом В + D.

Эффект Доплера • Эффект Доплера — зависимость наблюдаемой частоты периодического колебания от любого изменения расстояния между источником колебаний и наблюдателем. • Этот эффект появляется, если наблюдатель или источник (или они оба) движутся или если излучение от неподвижного источника к неподвижному наблюдателю приходит, отражаясь или рассеиваясь от движущегося объекта.

• Если источник и наблюдатель движутся вдоль одной прямой со скоростями соответственно и , то наблюдаемая частота определяется выражением где — частота колебаний источника, с — скорость распространения УЗ излучения. Отсюда получаем выражение для доплеровского смещения: • В ультразвуковой доплеровской локации обычно имеются неподвижный источник (излучатель), неподвижный наблюдатель (приемный преобразователь) и движущийся отражатель (или рассеиватель) ультразвука.

• В ультразвуковой доплеровской локации обычно имеются неподвижный источник (излучатель), неподвижный наблюдатель (приемный преобразователь) и движущийся отражатель (или рассеиватель) ультразвука. • При измерении скорости кровотока ультразвук рассеивается на флуктуациях плотности и сжимаемости, и принятый сигнал можно вычислить как сумму сигналов от всех элементов крови на пути ультразвукового пучка.

Конфигурация, в которой при движении рассеивателя возникает доплеровский сдвиг частоты.

• Доплеровский сдвиг от движущегося отражателя (или рассеивателя) можно вычислить, рассматривая его в системе наблюдателя, движущегося относительно источника (излучателя), а затем в системе источника, движущейся относительно наблюдателя (приемника). • Кроме того, поскольку направления распространения падающей и рассеянной волн не совпадают с направлением движения элемента крови, выше приведенное уравнение нельзя использовать непосредственно — необходимо заменить и составляющими этих скоростей вдоль направлений приема и излучения.

• Имеем: где и — углы между вектором скорости и направлениями излучения и приема; — частота излучения. • Поскольку = 1540 м/с, а м/с справедливо приближение , при этом

• Обычно в зонде (датчике) совмещаются передающий и приемный преобразователи. • При этом биссектриса угла совпадает с осью «измерительного объема» , т. е. области перекрытия двух пучков. • Зачастую — достаточно малый угол, так что приближенно , и поэтому получаем

Передающий и приемный преобразователи и пучки доплеровского прибора непрерывного излучения

• Приведенные выше выражения показывают, что: частота доплеровского сдвига пропорциональна частоте излучения. • Увеличение затухания и возрастание мощности рассеянного сигнала с ростом частоты и ширины пучка делает оптимальным выбор диапазона равным 2— 20 МГц. • При этом частоты доплеровского сдвига находятся в звуковом диапазоне; пропорциональна скорости движения отражателя (рассеивателя); обратно пропорциональна скорости ультразвука в биологической ткани; зависит от углов, образуемых вектором скорости с направлениями излучения и приема; в частности, при = 90° = 0.

• Величина угла , вообще говоря, неизвестна, но во многих случаях может быть определена. • Например, с помощью обычного УЗ сканирования можно определить по В эхограмме ориентацию сосуда и, следовательно, угол между направлением кровотока и направлением на доплеровский датчик. • Угол обычно называют доплеровским углом, или углом инсонации. • Иногда врачу не требуется точно определять скорость и достаточно оценивать по доплеровскому сдвигу частоты проекцию скорости и изменение ее во времени. • Однако зависимость величины доплеровского сдвига частоты от угла существенным образом влияет на оценку скорости кровотока.

Влияние доплеровского угла на измерение доплеровского сдвига частоты

• При малых отклонениях от положения = 90° величина проекции скорости мала и, следовательно, относительно мала величина доплеровского сдвига. • При этом точность оценки скорости кровотока также мала. • Для увеличения точности полезно ориентировать датчик так, чтобы уменьшить угол. • Однако при этом следует иметь в виду чрезвычайно важное обстоятельство при уменьшении угла менее 25° или увеличении угла более 155° (так называемые критические углы) ультразвук может не проходить через границу между стенкой сосуда и кровью, а полностью отражаться от этой границы. • Этот эффект необходимо учитывать при наблюдении кровотока в сосудах.

Прохождение УЗ луча через границы раздела сосуд стенка сосуда

• Физическое объяснение критического доплеровского угла можно дать с помощью выше приведенных рисунков. • Направление распространения УЗ волны, падающей на границу между стенкой сосуда и кровью, изменяется после перехода через указанную границу. • При доплеровском угле, равном критическому (т. е. при = 25°), преломленная волна распространяется вдоль границы стенка сосуда кровь, и при этом эхо сигналы от крови практически получить невозможно. • При доплеровском угле меньшем критического, когда < 25°, преломленной волны просто нет, а есть только отраженная волна. • В этом случае также невозможно получить эхо сигналы от крови и, следовательно, измерить доплеровский сдвиг частоты.

• Выше проведена оценка скорости кровотока в предположении постоянства скорости движения отражателей. • На самом деле скорость движения биологических структур меняется во времени. • Так, скорость кровотока в артериях периодически меняется в соответствии с циклами сердечных сокращений. • Поэтому и частота доплеровского сдвига также меняется во времени. • Это означает, что, если мы хотим исследовать характер изменения скорости кровотока во времени, необходимо достаточно часто проводить измерения доплеровского сдвига. • Например, если ЧСС составляет 150 сокращений/мин, то период (цикл) работы сердца составляет = 0, 4 с.

• Для того чтобы отследить все изменения скорости кровотока в различных фазах сердечного цикла (систолической и диастолической), надо в течение периода иметь по крайней мере 10 измерений через равные промежутки времени. • Это значит, что измерения надо проводить с интервалом не более /10, или 0, 04 с, т. е. с частотой повторения не менее 25 с 1. • В этом случае выполняется требование измерения в реальном времени.

Частота излучаемого сигнала • Из выражения для доплеровского сдвига частоты видно, что при данной скорости кровотока доплеровский сдвиг пропорционален частоте излучаемого датчиком сигнала: чем больше эта частота, тем больше сдвиг. • По этой причине целесообразно выбирать как можно большую величину частоты сигнала, так как при этом увеличивается точность измерения доплеровского сдвига и, следовательно, точность оценки скорости в каждый момент времени.

• Стремление увеличить частоту излучения, к сожалению, сдерживается физическими ограничениями, связанными с затуханием УЗ колебаний в биологических тканях. • Как известно, эти затухания имеют частотозависимый характер, т. е. с увеличением частоты повышается степень затухания и, следовательно, уменьшается максимальная глубина, на которой еще можно получить эхо сигнал приемлемого уровня, достаточного для измерения доплеровского сдвига частоты.

• Уровень эхо сигналов, отраженных форменными элементами крови, прежде всего эритроцитами, в среднем ниже, чем уровень эхо сигналов, отраженных неоднородностями мягких тканей, что обусловлено очень малым размером эритроцитов. • Поэтому для получения необходимого уровня эхо сигналов в заданном диапазоне глубин в доплеровских режимах применяются несколько более низкие частоты, чем в В режиме.

• В чисто доплеровских режимах (без одновременного получения В изображения) используются специальные доплеровские датчики со следующими частотами: 2 МГц для исследования сосудов мозга (транскраниального исследования); 3 МГц для исследования плацентарного кровотока; 4 или 5 МГц для исследования относительно крупных и глубоко расположенных сосудов; 8 или 10 МГц для исследования мелких, неглубоко расположенных периферических сосудов.

• В так называемых дуплексных датчиках, используемых для получения двухмерного В изображения и доплеровских измерений одновременно, частота для доплеровских измерений ниже, чем частота для В режима. • Например, датчик с частотой 3, 5 МГц (в В режиме) в доплеровском режиме излучает частоту 3 МГц, в датчике с частотой 5 МГц (в В режиме) в доплеровском режиме применяется частота 4 МГц.

• Вернемся опять к формуле для доплеровского сдвига частоты, исключив из нее для простоты зависимость от угла : • Если подставить в нее значение скорости = 2 м/с, то для частоты излучения f 0 = 8 МГц можно получить (имея в виду, что = 1540 м/с) сдвиг частоты =16 к. Гц. • Для других, меньших значений скорости доплеровский сдвиг частоты будет соответственно меньше.

• Полученный результат интересен тем, что имеет важное практическое значение. • Вспомним, что диапазон частот, слышимых человеческим ухом, составляет от 20 Гц до 20 к. Гц. • Поэтому с помощью специальных усилителей и акустических систем доплеровский сдвиг частоты можно сделать слышимым, что делается практически во всех современных приборах с доплеровскими режимами работы. • Возможность слышать доплеровские частоты помимо их наблюдения на экране прибора является очень полезной функцией, так как человеческое ухо чувствительный и тонкий анализатор частот.

Спектр скоростей кровотока и спектр частот доплеровского сдвига • Ранее мы предполагали, что исследуются отражатели, у которых скорость движения в данный момент времени одна и та же. • На самом деле различные движущиеся отражатели имеют, как правило, различную скорость. • Рассмотрим в качестве примера сечение сосуда (см. Рисунок). • Скорость кровотока в центре сосуда максимальна и снижается по мере приближения к краям вследствие трения о стенки сосуда. • В нормальном сосуде небольшого диаметра профиль скоростей имеет форму, близкую к параболе.

Параболическое распределение скоростей кровотока в сечении сосуда: а – в систолической фазе, б – в диастолической фазе

• Распределение скоростей на рисунке соответствует определенным моментам времени и в зависимости от времени величины скоростей будут меняться, хотя характер изменения скорости в сечении сосуда будет примерно тем же. • Так в систолической фазе скорости в артериях существенно выше, чем в диастолической фазе