В клинической практике используется много различных типов медицинских ультразвуковых датчиков. Они работают на разных частотах, имеют разные физические размеры, глубину проникновения и формы сканирующей поверхности, а также предоставляют различные графические форматы. Однако мы имеем довольно мало информации о том, какие датчики лучше подходят для конкретных видов исследований, и цель этой статьи - устранить этот недостаток. Мы обсудим взаимосвязь между датчиком, форматом изображения и клиническими применениями и рассмотрим системный подход к выбору нужных датчиков различным критериям. Три главных критерия - вид исследований, максимальная глубину исследования и охват основных диагностических режимов, что облегчает выбор датчиков при клинической диагностике.



Сокращения

  • 4D - 3D в режиме реального времени
  • FOV - поле зрения
  • 1D - одномерный
  • 3D - объемный
  • 2D - 2-мерный


    Виды ультразвуковых датчиков развивались для медицинских ультразвуковых исследований более 50 лет. Датчики имеют различные рабочие частоты, габариты самого датчика и сканирующей поверхности, выводят изображение в разных разрешениях и форматах. Например, секторные фазированные датчики имеют маленькую (обычно 20*15мм) рабочую (контактную) поверхность, чтобы помещаться между ребрами и иметь возможность создания секторных изображений с широким охватом и глубиной при высокой частоте кадров (более 100кадров/сек). Так или иначе, информации о том, почему конкретные датчики больше подходят для тех или иных манипуляций, довольно мало, что и послужило причиной написания этой статьи. В частности, здесь мы обсудим взаимосвязь датчика, формата изображения и клинического применения. Систематизированные критерии отбора, которые позволяют сопоставлять характеристики датчиков с конкретными клиническими нуждами, представлены в новой структуре, которая объясняет, почему конкретные типы датчиков используются в конкретных клинических исследованиях и предоставляет основание для выбора датчиков для новых областей исследования. Критерии включают доступ и охват интересующей области (ROI), максимальную глубину сканирования и размер изображения, а также охватывают основные диагностические режимы, необходимые для точной постановки диагнозов. Для полноты картины, монокристальные датчики, в основном использующиеся внутрипросветно или катетерно, также будут рассмотрены ниже. По мере целесообразности мы рассмотрим исторический опыт выбора датчика, но в основном выделим новые тенденции.





    Сканирование изображений

    Широко известно, что пьезоэлектрические датчики, будучи расположенными внутри тела или на его поверхности, передают ультразвуковые импульсы и принимают их отражение от тканей и органов. Для создания изображений, способных помочь при клинических исследованиях, необходим дополнительный сканирующий элемент. Обычно акустическая волна, созданная отдельным датчиком, перемещается в заданном направлении или, будучи механически или электронно направленной, создает серию импульсов и их отражений, которые определяют плоскость изображения. Для ориентации на графике 1А демонстрируется система, полезная для объяснения линейного сканирования на плоскости xz. Изображение, получаемое в результате двухмерного сканирования, строится именно по этим осям. Простой метод сканирования заключается в постепенном перемещении акустической волны (определенным как Δx) вдоль оси «x». В каждом положении создается звуковая волна, после чего набор волн интерполируется для создания изображения прямоугольной формы, в котором боковой сдвиг отображен от луча а до луча b. Альтернативный подход к трансляции – постепенный сдвиг акустической волны по дуге под маленьким углом (Δθ) с целью определения изображения в плоскости xz, как это отображено на графике 1В. Здесь показан поворот от оси «с» показан к оси «d». Обратите внимание, что каждая ось отображает акустическую волну, как это показано графически на схеме 2а. Как и ранее, полученный набор волн интерполируется в секторное изображение. Другой вариант линейного сдвига – изогнутая геометрия, показанная на графике 1С. В этом случае совокупность волн отражена в изогнутой форме по радиусу кривизны (R) и приращение строки (Δs) происходит вдоль изогнутой поверхности, а не прямой. Что интересно в этой геометрии, так это то, что прирост по изогнутой поверхности идет от луча «е» к лучу «f», что эквивалентно угловому сдвигу по соотношению Δs = R × Δθ. Вследствие сканирования вдоль дуги линии расходятся в радиальном направлении.

    Объединение ячеек таблицы по вертикали
    Рисунок 1 A, декартова система отсчета для линейного сканирования в плоскости xz от акустической волны a до волны b с приращением Δx.
    B, Система координат для секторного сканирования в плоскости xz, где акустическая волна с перемещается в положение d с помощью углового приращения Δθ.
    C, система координат для искривленной линейной или дугообразной матрицы для секторного сканирования в плоскости xz, где акустическая волна e перемещается в положение f с помощью углового приращения Δθ.
    Объединение ячеек таблицы по вертикали
    Рисунок 2

    A, схема сфокусированного акустического луча, соответствующего акустической линии для 2D-изображения из одномерного массива.


    B, схема акустического луча, соответствующего электронно сфокусированной акустической линии, до точки в плоскостях xz и yz на 3D-изображении из двумерного или матричного массива.

    По тому же принципу проводится сканирование в плоскости yz. В этом случае трансляция происходит вдоль оси y с шагом Δy, а угловое сканирование производится с шагом Δθ в плоскости yz. Для достижения трехмерного сканирования или сканирования в любом месте положительного полупространства, определяемого положительными значениями осей x, y и z, сканирование в обеих плоскостях xz и yz может быть объединено с образованием объемного изображения пирамидальной формы, как показано на рисунке 2B.





    Форматы изображений

    Несмотря на то, что ранние (одноэлементные) преобразователи осуществляли механическое сканирование в 2D-плоскостях для ультразвуковой визуализации, к началу 1980-х годов преобразователей обычно использовались для сканирования. Ультразвуковая матрица состоит из совокупности отдельных одиночных преобразователей или элементов, которые могут управляться группами или кластерами для создания импульсных эхо-лучей. Для линейной решетки группы элементов из одного ряда постепенно включаются и выключаются, сдвигая активную группу элементов по Δx, по одной создавая отдельные импульсные эхо-лучи, которые объединяются в изображение. Импульсные эхо- лучи интерполируют, чтобы сформировать получаемый прямоугольный формат изображения и соответствующую форму преобразователя, которые показаны на схеме 1 рисунка 3 и на соответствующем линейном преобразователе на рисунке 4А соответственно.

    Типы форм изображения:

    Объединение ячеек таблицы по вертикали
    Рисунок 3

    1. 2D-прямоугольный;
    2. 2D-сектор;
    3. 2D-выпуклая или изогнутая, где максимальная угловая протяженность - FOV;
    4. 2D-трапециевидный;
    5. 3D-параллелепипед;
    6. 3D-вентилятор или форма метлы;
    7. 3D-усеченная призма;
    8. 2D-кольцо;
    9. 3D-трубка.



    Рисунок 4


    1. Линейный датчик;
    2. Фазированный датчик
    3. Конвексный или изогнутый датчик
    4. Эндоскопический датчик
    5. 2D или матричный датчик
    6. Механический линейный датчик
    7. Механический конвексный датчик
    8. Эндоваскулярный датчик


    Фокусировка может быть выполнена механически или электронным способом. Для линейного формата с рисунка 4А электронная фокусировка достигается для каждой линии сканированного изображения путем управления временем задержки, при котором напряжение отдельных элементов передается в группу активных элементов. В высоте или плоскости yz (т.е. плоскости, перпендикулярной плоскости изображения, часто называемой толщиной среза), достигается фиксированная фокусировка с использованием механической линзы.

    Чтобы несколько смягчить ограничение фиксированного фокуса, некоторые производители систем визуализации предлагают решетки с несколькими рядами в направлении высоты. Однако для полностью контролируемой фокусировки в плоскости возвышения требуются преобразователи 2D-матрицы, которые способны обеспечить не только улучшенную фокусировку по высоте, но также трехмерные и 4-мерные (4D) изображения. На рис. 2В показана одновременная электронная фокусировка 2D-массива как для плоскостей возвышения, так и для азимутов xz и yz.

    Например, форматы 1 и 4 на рис.3 связаны с преобразователем линейной матрицы типа А на рис.4. Для примера секторного или углового сканирования формат изображения имеет форму куска пирога, как показано на изображении 2 рис.3 и соответствующем фазированном матричном преобразователе, показанном на рис.4B.





    Выбор подходящего типа датчика

    С помощью рисунков 3 и 4 представляется возможным создание систематической организации форматов изображений и их объединение по типам датчиков с упором на учет типов сканирования, режимов и плоскостей. Чтобы классифицировать форматы и преобразователи, аббревиатуры могут быть объединены для описания конкретных отношений преобразователя и изображения. В частности, для обозначения типа сканирования, «М» означает механическое сканирование; «E», электронное сканирование, и "F" (фиксированный), без сканирования. Направление сканирования линейное (L) вдоль оси x, угловое (<), изогнутое (C), или их комбинация (более подробное описание приведено ниже). Можно также точно определить плоскость сканирования. Для двумерного изображения используется плоскость xz.

    В соответствии с вышеприведенным описанием каждый преобразователь может быть связан с типами сканирования и плоскостями. Например, линейный датчик «L» на рисунке 4A относится к электронному линейному сканированию, «E» в плоскости xz и фиксированной фокусировкой, и «F» в плоскости yz; Поэтому результирующие обозначения сокращаются как «ELxz» и «Fyz», а связанные с ними форматы - «1» и «4» на рисунке 3. Комбинированное представление – это первый пример, показанный на рисунке 4A. Трапециевидный формат, обозначенный как «4» на рисунке 2, можно рассматривать как прямоугольный формат с двумя частичными секторами на каждом конце для линейного массива на рисунке 4A. Аналогично фазированная решетка на рис.4В связана с секторным форматом 2 на рис.3 и теми же плоскостями, что и в предыдущих примерах.

    Другие преобразователи и форматы также собраны на рисунках 3 и 4. Разнообразие типов датчиков показано на рисунке 5.

    Объединение ячеек таблицы по вертикали

    Рисунок 5

    Линия слева от текста

    Семейство датчиков:
    Левый верхний квадрат: три верхних датчика – чрезпищеводные; два нижние –эндовагинальные.
    Правый верхний квадрат: микроконвексный датчик в центре и по два фазированных с каждой стороны.
    Нижний правый квадрат, слева направо: конвексный датчик, три линейных датчика, изогнутый линейный датчик, фазированный датчик.
    Нижний левый квадрат, слева направо: два хирургических зонда и два интраоперационных.


    Изогнутый, или конвексный датчик (рис. 4C) схож с линейным, за исключением того, что элементы находятся на изогнутой, а не линейной поверхности, как описано в методе сканирования «С» на рис. 1С, что приводит к формату изображения 3 на рис. 3. Этот формат, схожий по форме с сектором или куском пирога, у которого откусили верхушку, часто описывается как поле зрения (FOV), определяющее его латеральную угловую протяженность. В этом примере используется электронное линейное сканирование «E» в плоскости xz и фиксированная фокусировка «F» в плоскости yz; Поэтому результирующие обозначения сокращаются как «ECxz» и «Fyz», им соответствует формат «3», как показано на рисунке 4B.

    Поскольку значимость 3D-визуализации неуклонно растет, уместно обсудить ее более подробно. Для трехмерной визуализации вместо плоскости сканируется объем, как показано внешним контуром, изображенным на рисунке 2B. Для двумерной или матричной решетки (рис. 4F) сканирование может быть электронным и обычно угловым в обоих направлениях, так что отсканированный объем имеет пирамидальную форму (изображение 7, рис. 3). В этом случае электронная фокусировка достигается в обеих плоскостях с угловым сканированием, поэтому соответствующие обозначения и формат имеют вид «E

    В качестве альтернативы для достижения рентабельного 3D-изображения линейные или выпуклые массивы можно механически сканировать вокруг оси х в плоскости yz. В этих случаях массивы перемещаются в заполненных жидкостью акустически прозрачных камерах. Например, линейный массив (обычно типа А) поворачивается вокруг оси z, чтобы создать серию плоских изображений (обычно формата 1 или 4), так что результатом является механически сканируемый преобразователь типа F на рис.4 и отсканированное объемное изображение 5 на рисунке 3. Аналогично, криволинейная или выпуклая решетка (обычно типа C) поворачивается вокруг оси, чтобы создать серию плоских изображений (обычно формата 3), так что результатом будет механический датчик типа G на рис.4 и объемное изображение 6 на рис.3.

    В дополнение к электронно управляемому движению, эти одномерные (1D) решетки (типа A, B или C) также могут быть механически перемещены вручную в режиме 3D свободной руки, в котором полученные изображения обычно собраны в трехмерные объемы. Здесь стоит отметить, что реконструкция изображения для 3D-режима свободной руки подразумевает либо предположения о постоянном интервале, либо дополнительную пространственную информацию для каждой плоскости пространственной визуализации, что может быть достигнуто с помощью датчиков положения.

    Наконец, изображения, полученные одноэлементными преобразователями, в основном используемыми для внутрипросветных или катетерных применений (таких, как внутрисосудистое или внутрисердечное ультразвуковое исследование), также показаны на изображениях 8 и 9 на рисунке 3. Датчик, показанный на рисунке 4H, может сканировать механически для получения 2D или 3D изображений, как представлено на изображениях 8 и 9, рис.3. Для формата 8 датчик (рисунок 4Н) перемещается под углом по окружности, чтобы получить изображение в форме пончика. Здесь уместно отметить, что существует также матричная версия этого эндоваскулярного ультразвукового устройства. Если этот механический преобразователь поворачивается и перемещается вдоль оси Y, получается цилиндрическое объемное изображение, формата 9 (рисунок 3).

    В заключение, типы преобразователей, изображенные на рисунке 4, могут быть сопоставлены с форматами изображений, показанными на рисунке 3, посредством использования форматов и обозначений сканирования, приведенных ниже форм преобразователя на рисунке 4.





    Характеристики преобразователя для визуализации

    В этом разделе обсуждаются критерии для того, чтобы определить, какие свойства ультразвуковых преобразователей изображения и их форматов необходимо идентифицировать для различных клинических применений.

    В первую очередь это применимо к клинически используемым датчикам изображения, которые работают в диапазоне частот от 1 до 20 МГц.

    Преобразователи, работающие выше этой частоты, используются для специальных применений, таких как эндоваскулярное обследование (см. Рис. 4, F и G) или доклиническое обследование мелких животных, но также включены в обсуждение везде, где это возможно.


    Акустические окна

    Насколько хорошо тип датчика подходит для «акустического окна» или места, где он контактирует с телом, чтобы визуализировать органы или ткани, представляющие интерес? Стандартные акустические окна обеспечивают беспрепятственный обзор органа или области; многие, по соглашению, имеют конкретные имена, такие как «трансабдоминальный» или «парастернальная длинная ось», так что изображения можно сравнивать и описывать последовательно. Типичные окна расположены внутри или на поверхности следующих главных частей тела: голова, грудь, живот, таз, конечности, сосуды и различные отверстия тела. Датчики могут быть связаны с определенными регионами с помощью латинских префиксов: «транс-», «интра-» «эндо-», и т. д. Примером является «трансторакальный», категория, которая включает в себя преобразователи, формирующие изображение через грудную клетку. Транскраниальный датчик сканирует голову через череп.

    Как уже упоминалось, для трансторакального окна фазированная решетка была бы наиболее подходящей, если задача обработки изображения требует, чтобы преобразователь располагался между ребрами; это предусмотрено для помещения в межреберные промежутки и максимизации сканируемой области (изображение 2 на рис. 3). Для большинства контактных поверхностей, которые являются относительно плоскими и / или слегка деформируемыми (например, используемые для мелких деталей или изображений сосудов), наиболее общим и часто используемым типом преобразователя является линейная матрица, предназначенная для контакта с плоскими поверхностями с уменьшением площади поверхности и увеличением частоты. Здесь прямоугольные и трапецеидальные форматы (1 и 4 на рис. 3) обеспечивают соответствующие области просмотра.

    При визуализации в области живота для увеличения зоны обзора с минимальным увеличением площади контакта выпуклые матрицы (рис. 4С) образуют формат изображения 3 (показан на рисунке 3) и предназначены для обеспечения поверхностного контакта в деформируемых мягких областях тела.


    Специализированные датчики

    Специализированные преобразователи предназначены для работы внутри тела. К ним относятся трансэзофагальные зонды с фазированными решетками, подходящими для ручного манипулирования внутри пищевода (изображение 2 и датчик типа B на рисунке 4). Ряд других специализированных зондов был также разработан для хирургического или интервенционного использования, такого как лапароскопические и внутрисердечные зонды. Эти зонды могут быть линейными или фазированными, в зависимости от применения и окон доступа. Некоторые эндо-зонды: эндовагинальный, эндоректальный и внутриполостной (тип D-формы) функционально подобны фазированным факельным датчикам (изображение 2 и рисунок 4B) или выпуклым датчикам (формат 3 и рисунок 4C) на конце цилиндрической ручки малого диаметра, для помещения в отверстия и при этом максимизации поля зрения. Другим примером является внутрисосудистый ультразвуковой датчик (рис. 4Н), который вводится в вены для получения плоского изображения формата 8 или же объемного в формате 9.


    Разрешение и проникновение

    Выбранная глубина сканирования позволяет просматривать интересующий диапазон. Факторы, связанные с возможностями визуализации, включают размер активной апертуры, глубину передаваемого фокуса и частотный диапазон. Проникновение - это минимальная глубина сканирования, при которой видны электронные шумы, несмотря на оптимизацию доступных элементов управления (как правило, при самом глубоком передаточном фокусе и максимальном усилении), а электронный шум остается на фиксированной глубине, даже когда массив смещен латерально. Проникновение в первую очередь определяется центральной частотой датчика: чем выше частота, тем меньше глубина проникновения, так как поглощение ультразвуковой волны, проходящей через ткань, увеличивается с частотой.

    Полезным первым приближением для оценки глубины проникновения (dp) для данной частоты является dp = 60 / f см-МГц, где f дается в мегагерцах. Таким образом, можно было бы ожидать проникновения на 6 см от центрального частотного преобразователя на 10 МГц. Как отмечалось ранее, коэффициент поглощения (потери акустической мощности на единицу глубины) является функцией частоты и варьируется от ткани к ткани (значения для мягких тканей составляют от 0,6 до 1,0 дБ / см-МГц4). Более общим термином, описывающим акустические потери, является коэффициент затухания, который включает дополнительные потери из-за рассеяния и диффузии и, следовательно, всегда больше коэффициента поглощения. Коэффициент затухания очень зависим от пациента и акустического пути.

    Чтобы оптимизировать разрешение изображения, пользователи и производители работали над увеличением частоты визуализации для различных типов исследований. Например, около 30 лет назад люди могли визуализировать брюшную полость с частотой 2,25 МГц, тогда как сегодня это число чаще составляет 3,5 МГц, а некоторые акушерские и гинекологические изображения достигают 5 МГц.


    Свойства датчиков и визуализация

    Другими критериями, которые должны быть включены в вышеописанный процесс выбора, являются эффективность преобразователя, конструкция двухпроводниковой системы, отношение сигнал/шум системы и, как уже отмечалось, абсорбция исследуемых тканей. Основным фактором является абсорбция – состав и относительное положение различных типов тканей на пути акустической волны. Например, толстый слой жировой ткани уменьшит проникновение из-за погрешностей рефракции или аберрации на акустическом пути к интересующей области. Подобным образом увеличенное количество амниотической жидкости с фетальной визуализацией усиливает проникновение и может позволить использовать частоты выше, чем обычно используемые на данном участке сканирования.

    Частотный диапазон, или пропускная способность датчика, определяют, может ли он поддерживать визуализацию в двухмерном режиме на разных центральных частотах, а также работать в режимах Допплера, гармоники и цветового потока. Для режимов визуализации, основанных на доплеровском режиме, часто требуется работать с более низкими частотами, чем частота двухмерного режима, чтобы свести к минимуму наложение спектров. При гармоническом изображении по определению используется частота приема, которая является кратной (обычно 2) передаваемой частоте; следовательно, есть потребность в широкой пропускной способности. Пропускная способность и свойства фокусировки также влияют на разрешение изображения. В клинической практике важно гарантировать, что полученное изображение может различить наименьшие возможные размеры как в латеральном, так и в осевом направлениях.

    Наконец, количество отдельных элементов датчика представляет интерес, так как количество активных элементов (за исключением фазированных решеток или сканированных под углом 2D-массивов) определяет поперечную протяженность или ширину изображения. Для фазированных решеток все большее число элементов связано с улучшенным разрешением и глубиной проникновения. Для двухмерных решеток (как правило, симметричных) количество элементов вдоль направлений x и y определяет размер объема для линейно сканируемых массивов. Для двухмерной фазированной сетки разрешение и проникновение увеличиваются с большим количеством элементов вдоль направлений x и y, но угловая форма или FOV остаются неизменными независимо от числа используемых активных элементов. Фокусировка в фиксированном направлении может косвенно влиять на изображение, поскольку фокусировка позиционируется только на одной глубине и намного хуже на другой. Для 3D изображений механически сканированные 2D-массивы имеют одинаковое фиксированное ограничение глубины фокусного расстояния, встречающееся в 2D-изображении. Напротив, все элементы полностью заполненных трехмерных изображений или матричных решеток фокусируются электронным путем в одной точке как в плоскости азимута, так и в плоскости возвышения, чтобы обеспечить гораздо лучшее разрешение.

    На самой большой глубине это максимальное количество доступных активных каналов в системе, которое определяет разрешение (наряду с силой фокусировки и системным шумом). Пространственное разрешение обычно хуже (обычно в 2 раза), чем временное разрешение по линиям сканирования; в представленном здесь обсуждении разрешение относится к пространственному разрешению, если не указано иное. Для фазированных решеток количество каналов обычно соответствует максимальному числу элементов. Как правило, поскольку элементы обычно находятся на расстоянии половины длины волны, чем больше элементов, тем лучше пространственное разрешение, которое обратно пропорционально активной апертуре в длинах волн. Например, 64-элементная матрица, 32-кратная апертура будет иметь максимальное пространственное разрешение в 2 раза ниже (более широкий пучок), чем у 128-элементного 64-волновой решетки. В случае линейной сетки, которая может иметь несколько сотен элементов, количество элементов определяет латеральную протяженность изображения, но это число активных каналов, которое управляет разрешением. Для этих одномерных решеток разрешение из плоскости изображения (также известное как толщина среза) плохое, за исключением почти фиксированного фокусного расстояния. Для 2D-решеток пространственное разрешение обратно пропорционально активным апертурам, которые образуют стороны 2D-массива. Двумерные массивы имеют превосходное разрешение по сравнению с 1D массивом фокусировки с фиксированной фокусировкой по высоте, потому что точная фокусировка может быть достигнута одновременно по азимуту и высоте для трехмерного изображения.

    Другим путем рассмотрения разрешения является F #. Чем меньше F #, тем лучше разрешение. Простая оценка ширины луча в миллиметрах, общая мера разрешения, пренебрегая поглощением, приблизительно равна F # × λ, где λ - длина волны (1,5 мм / мкс / f [МГц]). Например, разрешение будет 0,3 мм на частоте 5 МГц для F # = 1. Глубины фокуса также зависят от активной апертуры. Например, для 128-элементной 64-волновой сетки самая глубокая фокусная глубина, достигаемая при максимальной апертуре и F # = 1, равна F = F # × L = 64 длины волны. Фактическая глубина проникновения или полезная глубина сканирования, конечно, будет глубже максимальной фокусной глубины.





    Соответствие датчиков и их клинического применения

    Теперь, когда мы сопоставили типы и свойства датчиков с окнами визуализации и акустическими окнами, мы можем использовать эту информацию при выборе датчиков для конкретных клинических применений. Пригодность определенных преобразователей для конкретных применений исторически развивалась и с помощью специальных адаптированных конструкций. Первичные соображения – это целевая область интереса, ее протяженность и доступные акустические окна, необходимые для доступа.


    Абдоминальная визуализация

    Когда в 1970-е годы матрицы датчиков были впервые коммерчески представлены для абдоминальной визуализации (включая акушерство и гинекологию), они были линейного типа (тип А на рис. 4 с форматом изображения 1 на рис. 3). В большинстве случаев контактная область с пациентом не была критической проблемой, и некоторые из этих линейных датчиков были довольно длинными (например, 8 см), чтобы покрыть, скажем, головку плода в третьем триместре. Однако вскоре стало ясно, что можно добиться достаточно большого охвата за счет использования криволинейных или выпуклых матричных решеток (тип С на рис. 4), не расплачиваясь за то, что приходится манипулировать довольно громоздкими линейными преобразователями.

    Изогнутые матрицы (рис. 4С) являются инструментами выбора для большинства общих 2D-изображений при абдоминальных исследованиях. Общий форм-фактор, связанный с эргономическими факторами и соответствию формы датчика и FOV для применения, для абдоминального 3D-изображения все еще развивается. Три ключевых дескриптора для этих решеток – это площадь основания (общий размер апертуры), поле обзора и радиус кривизны (рис. 1С). Отпечаток изображает область контакта, обычно в форме прямоугольника, круга или эллипса. Хотя для абдоминальной визуализации доступ обычно не является проблемой, когда эти типы преобразователей рассматриваются для новых применений, доступ к окнам имеет первостепенное значение. Радиус кривизны и FOV (выраженный в градусах максимального углового охвата) связан с масштабом и охватом изображения. Для повышения проникновения в некоторые системы была добавлена усовершенствованная обработка сигналов; однако эта функция обычно доступна только на определенных зондах.

    Для механических 3D-зондов предпочтительным в настоящее время форм-фактором является механически изогнутый конвексный датчик (рисунок 4G и формат 6 на рисунке 3); однако теперь полностью доступны электронные выпуклые 2D-массивы. В этих случаях для ортогональных (прямых) направлений сканирования даются два поля зрения. Альтернативно, фазированные решетки, из-за их небольшой площади и широкого формата изображения, также используются для абдоминальной визуализации. Наконец, двумерные или матричные сетки становятся все более распространенными для этих применений благодаря их превосходному качеству изображения, разрешению и простоте использования.


    Межреберная визуализация

    Основными применениями этой группы визуализации являются сканирование сердца и исследование печени между ребрами. Просто из-за ограничительной анатомии и ограниченных акустических окон, созданных ребрами и часто вторгающимися легкими, выбор преобразователя здесь ограничен фазированными решетками (рис. 4B). Как раз в этой области были сделаны первые попытки использования линейных решеток; однако они быстро отпали из-за затенения ребер и превосходства фазированной решетки у датчика формата 2 (рис. 4). Для кардиологических исследований зонды, как правило, имеют размер решетки порядка 20 × 14 мм в зависимости от производителя. Площадь контакта с пациентом будет немного больше. Эти цифры развивались в течение последних 40 лет и зависят от ряда факторов, например, таких, как количество пациентов. Возраст - еще одно соображение; расстояние между ребрами и глубину проникновения необходимо варьировать по мере взросления детей.

    Для некардиологических межреберных исследований размеры решеток несколько больше. Как отмечалось ранее, существование этих анатомических ограничений создает верхний предел производительности для пространственного разрешения, поскольку производительность разрешения обратно пропорциональна размеру апертуры, как объяснено выше. В исследованиях для сердечной и общей межреберной визуализации глубина изображения является большой (в зависимости от размера пациента, она может достигать 24 см), что вынуждает использовать более низкие частоты (1-3,5 МГц) и приводит к некоторым дополнительным потерям производительность обработки изображений.

    Существует интересный аспект визуализации сердца, который оказал глубокое влияние на природу зондов. Из-за присутствия ребер и другой акустически враждебной ткани на траектории луча эхокардиография страдает от артефактов визуализации из-за отражающегося шума. Введение гармонического изображения оказалось весьма успешным в снижении этого шума. Как следствие, важность пропускной способности преобразователя стала критической в конструкции датчика сердца. Сегодня большинство кардиологических систем работают на частотах от 1,5 до 2,0 МГц и, конечно же, принимают сигналы с частотами, вдвое превышающими этот диапазон.

    Важнейшей разработкой в области визуализации сердца была реализация полностью заполненных 2D или матричных решеток (тип E), содержащих тысячи (обычно 50 × 50) элементов. Это делает возможным отображение в режиме реального времени (4D) пирамидальных объемов (формат 7, рисунок 3), визуализацию произвольных срезов плоскостей, четырехмерную визуализацию сердца и цветопередачу. Кроме того, истинная электронная фокусировка в плоскостях xz и yz обеспечивает превосходное разрешение по сравнению со всеми другими одномерными датчиками.


    Поверхностная и грудная визуализация

    Эта категория относится к «поверхностной» визуализации сонных артерий, вен ног, груди, щитовидной железы, яичек и т. д. и включает категории мелких частей тела, опорно-двигательного аппарата и изображений периферических сосудов. Это последний бастион для применения линейных решеток (тип A), который сформировал начальный тип конструкции для рассмотренных ранее исследований. В этой клинической категории доступ, как правило, не является проблемой, а размеры самих зондов могут быть небольшими (из-за использования высоких частот от 7 до 15 МГц и результирующих небольших размеров элементов). Мышечно-скелетные исследования для визуализации мышц, связок и сухожилий также используют решетки этого типа. За последние 10 лет визуализация молочных желез перешла на очень высокие частоты (например, 14 МГц), в то время как визуализация периферической сосудистой сети оставалась на более низких (около 3-11 МГц) из-за необходимости включения более глубоких вен и успешного допплеровского представления. Как правило, возможность решетки добавлять трапецевидную визуализацию (формат 4) является значительным преимуществом. Как и при абдоминальной визуализации, трехмерное изображение с помощью механически изогнутых зондов или электронных 2D-решеток теперь доступно для поверхностного и грудного применения, что значительно улучшает доступный охват и качество изображения. Для применений, связанных с визуализацией сосудов, некоторые зонды имеют преимущества включения режимов, которые улучшают визуализацию потока.


    Акушерство и гинекология

    В настоящее время механические выпуклые или линейные решетки (типы G и F) широко используются для обеспечения 3D и 4D изображений плодов in vivo (форматы 5-7). Матричные или полностью заполненные 2D-массивы (тип E) также доступны для этого использования (обычно формат 7).

    Для гинекологии используются специальные эндо-матричные формы датчика (тип D). Как правило, решетки находятся на конце датчика и представляют собой выпуклые или изогнутые решетки с широкими полями обзора (формат 3); однако, фазированные решетки (тип D) тоже могут использоваться (формат 2). Используемые частоты обычно составляют 5 МГц и выше. Как и в других приложениях, 2D-решетки были разработаны для 3D-изображений в этих случаях.


    Неонатальные и педиатрические

    Педиатрические датчики, как правило, имеют меньшие поверхности, чем датчики, используемые для взрослых, и работают на высоких частотах (≥7 МГц) тех, которые используются для взрослых. В зависимости от области тела применяются типы преобразователей, подобные тем, которые применяются для взрослых. Фазированные решетки (тип B) и 3D-преобразователи (типы E и G) подходят для визуализации сердца. Другие матрицы, которые также полезны для этих клинических потребностей, включают в себя статические (2D), а для трехмерных линейных массивов, механически изогнутые и выпуклые решетки.


    Внутриполостные исследования

    Внутриполостные датчики составляют большую группу специализированных датчиков, которые предназначены для визуализаций внутри полости тела. Трансэзофагальные датчики используются, чтобы получить отображение внутренних органов, особенно сердца, изнутри пищевода (см. Рисунок 5). Они используют более высокие частоты (≥5 МГц) и реализованы как фазированные решетки с манипуляторами и двигателями для регулировки ориентации датчика. Миниатюрные трансэзофагальные 2D-датчики предлагают электронное сканирование для 3D и 4D изображений.

    Датчики могут быть узкоспециализированными для просмотра, как правило, в отверстиях тела или сосудах. Внутрисердечные фазированные датчики вводятся через сосуд, чтобы получить доступ к внутренним камерам сердца. Хирургические специализированные датчики включают лапароскопические датчики, вставленные через небольшие разрезы для визуализации и помощи в лапароскопической хирургии (по аналогии с эндо-зондами); они замечательны для их FOV несмотря на небольшие диаметры. Интраоперационные датчики имеют особую форму для размещения в сосудах, органах и областях, доступных во время открытой операции (см. Рисунок 5). Другие в этом классе - хирургические и интервенционные датчики с уникальными формами (см. Рисунок 5).

    Как уже отмечалось, датчики, которые помещаются в тело, предназначены для установки через небольшие отверстия и имеют широкое поле обзора (90 ° -150 °). Эти датчики включают трансректальные (или эндоректальые) для визуализации тазовой области с использованием заднего прохода для доступа и уже описанныеи эндовагинальные (также называемые трансвагинальными) для визуализации женского таза и репродуктивных органов, использующих влагалище в качестве входа для гинекологических и акушерских исследований. Эти эндо- датчики, описанные ранее, выполнены в форме цилиндра, чтобы вставляться в маленькие отверстия и имеют выпуклые матрицы (обычно 3-9 МГц) на концах с большими полями зрения, бипланами или механически изогнутыми выпуклыми матрицами. Зонды для урологических применений включают биплан.

    Уникальным датчиком является биплан-зонд, состоящий из двух ортогональных матриц, создающих изображения в плоскостях xz и yz. Обычно матрицы небольшие (8-12 мм) и выпуклого типа. Каждая форма и датчик должны соответствовать формату одноплоскостного преобразователя, такого как формат 3 на рис.3 и выпуклого на рис.4C. Однако в зависимости от конструкции преобразователя возможны также секторные или линейные решетки, поэтому на практике могут использоваться несколько комбинаций. В качестве альтернативы подмножество возможностей визуализации 2D-массива представляет собой одновременное представление двух ортогональных 2D-изображений.

    Внутрисосудистые преобразователи вводятся в кровеносные сосуды для визуализации стенок сосудов при различных патологических состояниях (тип Н и форматы 8 и 9). Чаще всего они представляют собой механически повернутые одиночные преобразователи с частотами более 20 МГц и специализированные системы формирования изображений, хотя для этого также имеются крошечные (диаметром около 2 мм) матрицы.


    Исследования головы

    Транскраниальная визуализация мозга и его сосудистой сети осуществляется через ограниченные акустические окна в черепе, такие как виски или глаза. Трансробитальные решетки являются высокочастотными (обычно> 20 МГц) офтальмологическими преобразователями и используются для визуализации глаза или использования глаза в качестве акустического окна. Транскраниальные зонды обычно представляют собой низкочастотные (1-4 МГц) фазированные решетки, используемые для визуализации кровеносных сосудов черепа через виски в качестве окон.





    Выводы

    Многие ультразвуковые преобразователи предназначены для работы в определенных областях тела для конкретных применений. Основная цель этой статьи - обеспечить системный подход, который поможет согласовать преобразователь с клиническим применением, начиная с акустического окна, области и глубины, которые будут отображаться. С этой целью контрольный список для выбора преобразователя приведен в таблице 1.


    Таблица 1. Контрольный список выбора преобразователя

    Доступ к интересующей области Акустическое окно, контактная поверхность, соответствующая форма датчика
    Покрытие интересующей области Глубина сканирования, ширина изображения, область обзора, объем сканирования, толщина среза
    Максимальная глубина сканирования Частота, поглощение, разрешение, обработка сигналов
    Освещение основных диагностических режимов Пропускная способность, поддерживаемые режимы


    Как указано ранее, главным в обсуждении визуализации целевой области или органов является доступ: предполагаемое акустическое окно.

    Тип преобразователя должен обеспечивать доступ через выбранное акустическое окно. Тип преобразователя связан с форматом изображения, а ранее рассмотренные общие подборки включают линейные, фазированные, выпуклые и 2D-матрицы. Размер или контактная область преобразователя должны соответствовать размеру окна, а в крайних случаях, когда окно преобразователя является отверстием, форма преобразователя должна соответствовать доступному отверстию. Как отмечено выше, в некоторых исследованиях необходимы специальные зонды, такие как эндоректальные датчики, которые достаточно малы по диаметру (размеру) и имеют удлиненную форму, подходящую для входа в отверстие тела.

    Во-вторых, размер или FOV и формат изображения выбираются для получения желаемого покрытия в интересующей области. Здесь важны как глубина сканирования, так и ширина изображения или FOV. Для линейных матриц наличие трапециевидной визуализации может потребоваться для адекватного покрытия. Для 3D, или объемного изображения, протяженность изображения может быть задана как набор максимальных углов сканирования в ортогональных направлениях или поле зрения и угол. Несколько более скрытый параметр для 2D-изображений для определения зоны покрытия для интересующей области - это фокусная глубина возвышения, которая описывает область с самой тонкой толщиной среза.

    В-третьих, максимальная выбранная глубина сканирования определяет самую высокую достижимую частоту через отношение проникновения, данное выше в разделе «Разрешение и проникновение». Например, если глубина сканирования составляет 10 см, то, как уже обсуждалось в разделе «Разрешение и проникновение», частота от глубины проникновения d равна 60 / d = 60/10 = 6 МГц. Эта частота дает оценку наилучшего латерального разрешения около 1 длины волны для F # = 1, или, для этого примера, разрешение λ = c / f = 0,25 мм (из раздела «Свойства датчиков и визуализация»). Исключением из этого правила являются системы, которые используют усовершенствованную обработку сигналов для повышения чувствительности и улучшения проникновения. Кроме того, использование пьезоэлектрических материалов может повысить чувствительность и, соответственно, глубину проникновения.

    В-четвертых, можно определить охват основных режимов диагностической визуализации. Из предоставленных изготовителем данных может быть выделена эффективная пропускная способность, необходимая для поддержки различных режимов, или для рассматриваемой системы могут быть перечислены интересующие фактические режимы, такие как доплеровский импульсный сигнал, наличие нескольких отображаемых частот или эластографический режим. Преобразователи с пьезоэлектрическими материалами могут существенно увеличить пропускную способность.

    В заключение, датчики и графические форматы эволюционировали, чтобы лучше соответствовать конкретным клиническим применениям. Классификация и организация, приведенные в этой статье, служат предпосылкой для выбора преобразователя для определенной цели. Кроме того, представленное понимание может помочь в определении характеристик датчика, необходимых для новых случаев, тем самым расширяя диапазон использования датчика.