Ультразвуковые изображения в медицине
Получение ультразвуковых изображений внутренних структур биологических объектов основано на применении звукового поля, формируемого в средах, обладающих упругостью (газ, жидкость, твердое тело). Для исследования биологических объектов используются продольные акустические волны ультразвукового диапазона частот (1-15 МГц), при распространении которых направления колебаний частиц среды и движения волны совпадают.
Продольные ультразвуковые волны в средах распространения характеризуются вектором скорости, коэффициентом затухания и коэффициентом отражения волн от границ сред, обладающих различным акустическим сопротивлением, – импедансом. Все эти характеристики в зависимости от способа их регистрации могут быть использованы для формирования теневых, эхолокационных, голографических и других видов ультразвуковых изображений. Однако на практике наибольшее распространение получили ультразвуковые эхоизображения, формируемые методом эхоимпульсной локации. В основу последнего метода заложено свойство ультразвуковых волн сохранять постоянство вектора скорости при распространении в биологических средах, независимо от их макроструктуры. Это происходит потому, что скорость ультразвуковых волн в биологических жидкостях и мягких тканях определяется главным образом их составом и крайне слабо зависит от структурных особенностей и анизотропии среды. Только в костной ткани зависимость скорости ультразвука от структуры становится значительной [74].
В мягких биологических тканях и органах скорость ультразвуковых волн в среднем равна 1540 м/с и в используемом диапазоне практически не зависит от частоты. Постоянство вектора скорости и отсутствие частотной дисперсии позволяют использовать импульсные эхосигналы, получаемые направленным ультразвуковым зондированием исследуемой среды, для формирования эхоизображений анатомических сечений исследуемых объектов.
Ультразвуковые изображения несут информацию о незначительных изменениях акустических параметров сред (порядка 1-2%) и позволяют визуализировать структурно-топологические взаимоотношения внутренних органов и мягких тканей, включая текстуру тканей. Кроме того, ультразвуковое излучение является три используемых его уровнях практически безвредным для живого организма. Многочисленные исследования показали, что повреждающие биоэффекты не проявляются при интенсивностях ультразвука (средних по времени и пиковых по пространству) менее 0,1 Вт-см-2, а также, когда произведение интенсивности и времени облучения (экспозиция) ультразвуком не превышает 50 Дж-см-2 [74].
Акустический контраст является одной из важнейших характеристик, определяющих информативность формируемых в эхоскопии ультразвуковых изображений. Образование акустического контраста непосредственно связано с характеристиками затухания и отражения ультразвуковых волн в неоднородных биологических средах.
Затухание ультразвуковых волн при распространении в упругой среде возникает из-за внутреннего трения частиц, неидеальных упругих свойств, анизотропии среды и некоторых других причин. Характеристика затухания ультразвуковых волн учитывается коэффициентом затухания, который определяет декремент уменьшения интенсивности распространяющихся волн от расстояния Z по экспоненциальному закону
J=Jo exp (–2a3Z), (12)
где Jo – интенсивность плоских ультразвуковых волн при Z = 0, a3 –коэффициент затухания. В общем случае коэффициент затухания а3 ультразвуковых волн складывается из коэффициентов поглощения an и рассеивания ар, зависящих от частоты. Коэффициент поглощения ультразвука в биологических средах определяется на макромолекулярном уровне и связан в основном с релаксационными процессами в биополимерах, входящих в состав биосреды, преимущественно концентрацией белков и нуклеиновых кислот в ткани. Закон изменения коэффициента поглощения ультразвуковых волн от частоты в костной и мягких биологических тканях различен. Установлено, что в мягких тканях зависимость коэффициента поглощения от частоты степенная. Для большинства мягких тканей внутренних органов показатель степени близок к 1,2. Среднее значение коэффициента поглощения при частоте 1 МГц в мягких тканях составляет примерно 1 дБ/см, в костной ткани – на порядок выше.
В тканевых структурах, обладающих сложной клеточной архитектоникой (текстурой), таких как ткань почки, ультразвуковые волны затухают в значительно большей степени, нежели в тканях с менее сложной клеточной организацией (жировая ткань, печень). По-видимому, эти различия возникают в основном за счет изменения коэффициента рассеяния ультразвуковых волн, который в тканях сложной текстуры велик. Рассеяние ультразвука в биологических средах в большей степени определяется их структурой и гистологическими свойствами. Причем основной вклад в степень рассеяния ультразвуковых волн в биологических средах вносит акустическая гетерогенность биосреды на микро-структурном уровне. По этой причине, например, в печени коэффициент рассеяния не играет существенной роли при затухании ультразвуковых волн, которое определяется доминирующим фактором поглощения. Поэтому для ткани здоровой печени можно приближенно считать а3 = ап. Однако при патологических изменениях (например, циррозных уплотнениях) коэффициент аР становится существенным и его изменения могут служить диагностическим признаком.
В ультразвуковой эхоскопии для формирования изображений используется только часть рассеянных средой сигналов, направление рассеяния которых обратно движению волны в луче. Основную часть из них образуют эхосигналы от структурных неоднородностей и границ раздела сред, отличающихся величиной акустического импеданса. Амплитуда этих эхосигналов определяется отношением акустических импедансов граничащих сред, а также формой и размерами отражающих структур. Можно выделить три типа отражателей, определяемых соотношением их размеров с длиной зондирующей ультразвуковой волны, которое характеризует механизм образования и амплитуду эхосигналов, используемых для ультразвуковой визуализации. К первому типу относятся сосредоточенные и одиночные отражатели, размеры которых значительно меньше длины волны. Такие структуры отражают ультразвуковые волны в соответствии с рэлеевской теорией диффузного рассеяния. При этом коэффициент отражения (обратного рассеяния) зависит от частоты как функция четвертой степени и имеет широкое угловое пространственное распределение. По этой причине амплитуда эхосигналов от диффузных отражателей, как правило, весьма незначительна.
Когда размеры отражающих структур становятся соизмеримыми с длиной ультразвуковой волны, частотная зависимость коэффициента отражения становится квадратичной, амплитуда эхосигналов от таких отражателей несколько повышается, однако угловой спектр отражения остается широким. И, наконец, когда отражающая поверхность значительно превышает длину ультразвуковой волны, пространственное отражение становится концентрированным и зависит от направленности зондирующего ультразвукового луча и ориентации отражающей границы в пространстве. Коэффициент отражения становится независимым от частоты и определяется исключительно соотношением акустических импедансов граничащих сред и законами геометрической оптики. Подобные отражатели называют распределенными или зеркальными. Из-за пространственной концентрации отраженной волны амплитуда эхо- сигналов, полученных от зеркальных отражателей, расположенных нормально падающей волне, значительно превышает амплитуду диффузных отражений (аналогично «блестящим» точкам в оптических изображениях).
В реальных биологических средах обычно наблюдается сочетание всех типов отражателей, например протяженные границы органов и тканей, поверхности сосудов, полостей преимущественно относятся к зеркальным отражателям, отличающимся друг от друга силой отражения в зависимости от шероховатости поверхности. Внутренние объемные структуры органов, внутритканевые структуры относятся к отражателям диффузным первого и второго типов. При формировании ультразвуковых эхоизображений визуализация нормальных зеркальных эхосигналов в сканируемом пространстве (плоскости) позволяет «видеть» контуры внутренних органов и тканей. Наложение фона диффузных эхосигналов создает акустический контраст, характеризующий квазиоднородную часть структуры тканей органов, жировых прослоек или биологических жидкостей, заполняющих полости. По своей природе акустический контраст контуров органов оказывается выше акустического контраста «тканевого фона», однако высокая чувствительность современных средств ультразвуковой визуализации позволяет анализировать также характеристики последнего и выявлять текстурные и макрогистологические характеристики состояния тканей, например, паренхиматозных органов [61].
В целом амплитуда всех визуализируемых эхосигналов в биологических средах весьма мала. Это определяется очень низким значением акустического контраста биологических тканей, определяемого незначительным различием удельного волнового сопротивления сред (равного акустическому импедансу сред для плоских ультразвуковых волн), величина которого колеблется в пределах (1,4-1,8) >105 г/см2-с, только для костной ткани удельное волновое сопротивление превышает 6• 105 г/см2-с. Поэтому, например, на границе между жировой и печеночной тканью отражается всего 1 % акустической энергии, а на границе между почкой и селезенкой только 0,003%. Эти малые уровни отражения, с одной стороны, требуют обеспечения высокой чувствительности средств визуализации, с другой, поскольку большая часть ультразвуковой энергии проходит через раздел сред, способствуют визуализации глубоких внутренних структур. Для большинства мягких биологических тканей коэффициент нормального отражения волн по амплитуде можно считать равным |г|=0,01. Тогда относительная мощность акустической волны, передаваемой через подобную границу, будет 1–г2, т. е. составит 99,9%. Сильное отражение ультразвуковых колебаний (почти 100%) от границ раздела мягкая ткань – воздух или мягкая ткань – кость ограничивает применение ультразвуковой эхоскопии для исследования легких, желудочно-кишечного тракта, головного мозга и некоторых других органов.
Аномалии акустических свойств биологических сред могут встречаться и при исследовании доступных для ультразвуковой визуализации органов. В этих случаях подобные артефакты будут приводить к искажениям формируемых эхоизображений, которые при анализе информации могут быть учтены или использованы в качестве диагностических признаков.
Поскольку информация в ультразвуковой эхоскопии образуется в результате эхолокационного взаимодействия исследуемого объекта с зондирующими ультразвуковыми колебаниями, распространяющимися вдоль ультразвукового пучка, систему формирования изображений удобно представить в виде многомерного информационно-измерительного канала передачи эхосигналов и сигналов управления направлением ультразвукового пучка в исследуемом пространстве. В таком канале информацию о пространственно-временных координатах лоцируемых структур (необходимую для формирования эхоизображений) несет направление ультразвукового пучка (поперечная координата) и время задержки эхосигналов относительно зондирующего импульса (продольная координата). Амплитуда эхосигналов несет информацию о процессах поглощения, рассеяния и обратного отражения ультразвуковых зондирующих импульсов в исследуемой среде. Путем измерения этих величин, являющихся параметрами эхоизображения, могут быть определены: глубина залегания неоднородности, направление на нее, линейные размеры и расстояния между несколькими неоднородностями. Кроме того, на основе этих измерений может быть вычислена геометрия объектов: площадь, периметр, объем и др.
Если конструктивно обеспечивается возможность эхолокации подвижного объекта или его структурной части с высокой частотой повторения зондирующих импульсов (в реальном времени), то возможны также измерения, связанные с перемещением отдельных структур объектов относительно направления ультразвукового зондирования, и формирование изображений в системе координат время – расстояние (глубина), либо формирование динамических эхоизображений в системе двух пространственных (продольной и поперечной ультразвуковому пучку) координат.
Путем измерения амплитудных соотношений эхосигналов могут быть определены характеристики акустического контраста и текстуры биологических объектов, однако на величину амплитуды эхосигналов оказывают равноценное влияние и другие (мешающие) факторы, например, поглощение и рассеяние ультразвука при его распространении. В этом случае однозначное определение какой-либо характеристики среды, влияющей на величину амплитуды, без предварительной обработки эхосигналов, включающей компенсацию потерь на поглощение и рассеяние ультразвука в среде, становится затруднительным. В систему формирования эхоизображений необходимо вводить дополнительные каналы определения характеристик поглощения и рассеяния ультразвука и соответствующие устройства коррекции амплитудных потерь.
Простейшим видом отображения информации в ультразвуковой эхоскопии является продольная А-эхограмма, получаемая зондированием среды при неизменном направлении ультразвукового луча. В этом случае эхосигналы представляются в одномерном виде, как амплитудные отметки на оси времени. Следует отметить, что А-эхограмма не является эхоизображением в привычном смысле, поскольку отображает одномерный сигнал, характеризующий только одну строку эхоизображения. Однако рассмотрение этого вида представления эхоинформации необходимо, так как А-эхограмма является составной частью любых эхоизо бражений, формируемых методом импульсной эхолокации. Самостоятельное применение А-эхограммы в медицине весьма ограничено, поскольку этот вид отображения не позволяет в наглядной форме установить пространственные координаты анатомических источников эхосигналов.
При неизменном направлении ультразвукового луча может быть получен еще один тип эхоизображения – М-эхограмма или ТМ-эхограмма, характеризующая перемещения лоцируемых структур во времени. Такой тип эхограммы может быть сформирован при многократном ультразвуковом зондировании подвижной среды, если выполняется условие Tn>Tk>Tz, где TN – время ультразвукового «наблюдения» (формирования М-эхограммы); Тк – период движения исследуемых структур; Tz – период повторения зондирующих импульсов (времени формирования продольной А-эхограммы). Данный тип эхоизображения позволяет фиксировать изменение во времени глубины залегания биологических структур, находящихся на трассе распространения ультразвука вдоль луча при их движении (рис. 8, а, б) и получил широкое распространение при исследовании движения структур сердца. Поэтому М-эхограмму принято еще называть эхокардиограммой. В процессе формирования М-эхограммы амплитуда эхосигналов вдоль ультразвукового луча (продольная координата t) отображается в виде яркостных отметок различной силы. При каждом последующем ультразвуковом зондировании среды сформированная продольная эхограмма смещается на малую величину в направлении, перпендикулярном оси отображения глубины (времени), и запоминается в накапливающем устройстве. В зависимости от направления ультразвукового луча могут быть получены эхокардиограммы различных участков сердца (рис. 9). Численный анализ параметров эхокардиограммы позволяет определять ряд важных характеристик кардиоцикла, необходимых для объективного диагноза сердечно-сосудистых заболеваний.
Рис. 8. Разновидности эхокардиограммы. а – схема эхолокации; 1 – ультразвуковой преобразователь; 2 – сечение сердца; 3 – ультразвуковые колебания; б – М-эхограмма.
Рис. 9. Ультразвуковые эхокардиограммы (различных отделов сердца)
Поперечные (В-типа) и фронтальные (С-типа) эхограммы (называемые эхотомограммами) (рис. 10,6, в, г) характеризуются двухмерным распределением амплитуды эхосигналов. Они могут быть получены только путем пространственного сканирования направления ультразвукового луча. Причем при одномерном сканировании направления ультразвукового луча в плоскостях х и у могут быть получены поперечные (рис. 10,в), а при двухмерном сканировании луча в плоскости XY – фронтальные (рис. 10, г) эхотомограммы. При соблюдении соответствующих масштабов отображения такие распределения имеют смысл ультразвуковых эхоизображений соответствующих (поперечных и фронтальных) сечений исследуемой среды и являются исходными для определения структурно-топологических параметров отображаемых объектов (рис. 11, а). При визуализации эхоизображений В-типа индицируется направление ультразвукового луча, а эхосигналы отображаются в виде яркостных отметок. При отображении эхотомограмм С-типа яркостные отметки формируются путем селекции, эхосигналов с определенной глубины и в соответствии с координатами двухмерного перемещения ультразвукового луча. В результате визуализируется фронтальное акустическое изображение среза исследуемого объекта на заданной глубине. Если селекции эхосигналов по глубине нет, С-эхотомограмма отображает интегральную картину рельефа эхосигналов, совмещенных по глубине. Подобная эхотомограмма принципиально совместима с рентгенограммой, являющейся также проекцией на фронтальную плоскость, и может быть использована в комплексных биомедицинских исследованиях для дополнения рентгенонегативными деталями изображений, получаемых при помощи рентгеновского излучения [117].
Рис. 10. Виды эхоизображений. а – сечения исследуемого объекта в декартовой системе координат; б, в, г – эхограммы типов А, В, С соответственно
Рис. 11. Ультразвуковые эхотомограммы молочной железы при трех проекциях ультразвукового сканирования
В зависимости от времени формирования и периода отображения эхоизображений различают статические и динамические эхо-томограммы. Тогда статическими будут называться эхотомограммы, полученные от неподвижного объекта, либо однократно зафиксировавшие мгновенное динамическое состояние объекта, а динамическими – эхотомограммы, характеризующие движение исследуемых структур объекта в реальном времени.
Формирование эхотомограмм может осуществляться при следующих основных разновидностях перемещения направления ультразвукового луча в пространстве: линейном, угловом, комбинированном (рис. 12,а, б, в). При формировании фронтальных эхотомограмм используется преимущественно линейное сканирование, а при формировании поперечных эхотомограмм – любой вид сканирования. При линейном сканировании угловое направление ультразвукового луча в сканируемой плоскости не меняется, источник ультразвукового зондирования линейно перемещается вдоль одной из декартовых координат. В этом случае пределы зоны ультразвукового «обзора» определяются глубиной проникновения ультразвуковой энергии по оси z и длине пути луча по осям х или у. Преимущество этой разновидности сканирования заключается в том, что эхоизображения формируются с равномерной плотностью акустических строк в растре, в результате чего пространственная частота дискретизации по сканируемому сечению исследуемой среды постоянна. К недостатку этого вида сканирования следует отнести трудности реализации большого пути перемещения ультразвукового луча из-за сложности обеспечения акустического контакта между источником ультразвукового зондирования и объектом со сложной формой поверхности. Кроме того, при линейном сканировании возникают трудности визуализации зеркально отражающих структур, расположенных под углом к направлению ультразвукового луча, и объектов, находящихся за этими структурами. Как правило, при линейном сканировании удается хорошо визуализировать рассеивающие (диффузные) отражатели среды и зеркальные отражатели, ориентированные перпендикулярно направлению ультразвукового луча (см. рис. 12, а). Зеркальные отражатели, ориентированные по другим направлениям, не отображаются на эхоизображении и образуют искажающие ультразвуковое изображение тени. Такой случай иллюстрирует рис. 13, где изображен результат линейного сканирования поперечного сечения цилиндрического объекта (например, русла кровеносного сосуда).
Рис. 12. Разновидности ультразвукового сканирования. а –линейное; б – комбинированное линейно-секторное; в – комбинированное дуговое-секторное.
Рис. 13. Изображение цилиндрического объекта. 1 – отражающий объект; 2 – ультразвуковой преобразователь; 3 – ультразвуковой луч; 4 – отображаемые эхосигналы
При секторном сканировании источник ультразвукового зондирования остается неподвижным, изменяется угловое направление ультразвукового луча относительно оси г. Обычно секторное сканирование проводится в пределах угла ±45°. В этом случае пределы зоны ультразвукового «обзора» минимальны в начале сектора, а с увеличением глубины проникновения ультразвука увеличиваются. Однако по мере расширения пределов зоны сканирования плотность акустических строк в растре эхоизображения уменьшается. Этот вид сканирования особенно удобен при исследовании труднодоступных для ультразвукового зондирования органов, например, при формировании эхоизображений сердца через межреберное пространство (рис. 14, а, б), при внутриполостных исследованиях органов и в других областях биомедицины. Однако здесь так же, как и при линейном сканировании сохраняется трудность визуализации криволинейных зеркально отражающих границ, за исключением вогнутых радиальных поверхностей, перпендикулярных ультразвуковому лучу. Сравнительное распределение преимущественной применимости линейного и секторного сканирования при исследовании различных областей человеческого организма приведено на рис. 15.
Рис. 14. Секторное сканирование при ультразвуковой визуализации сечений сердца. а – схематическое изображение условий ультразвукового секторного-сканирования через межреберное пространство; б – эхограмма сканируемого сечения.
Рис. 15. Линейные и секторные виды ультразвукового сканирования
Можно отметить еще один вид углового сканирования – дуговое, при котором ультразвуковой луч перемещается в плоскости сканирования по дуге окружности, в результате чего форма эхоизображения обратна форме изображения, получаемого секторным сканированием. Здесь пределы зоны «обзора» максимальны при малой глубине и уменьшаются с глубиной проникновения ультразвука. Дуговое сканирование (или его модификация) чаще всего применяется при сканировании брюшной полости, поверхность которой близка к дуге окружности.
Комбинированное (сложное) сканирование представляет собой сочетание секторного сканирования с линейным либо дуговым. Обычно при комбинированном сканировании сектор качания ультразвукового луча намного меньше, чем при обычном секторном сканировании. При комбинированном сканировании исключаются недостатки простых видов (линейного, секторного, дугового) сканирования, поскольку каждая точка сечения исследуемой среды облучается несколькими импульсами ультразвуковой энергии с разных направлений (см. рис. 9). Это позволяет дополнить на эхоизображении ту часть информации от зеркаль-
Органы, для которых более эффективным является секторное сканирование отражателей, которая не воспринимается при простом сканировании. Комбинированное сканирование удобно также при визуализации областей, расположенных за сильно отражающими или поглощающими структурами (например, за ребрами), так как оно позволяет зондировать скрытые участки объекта по направлениям, да которых отсутствует затенение.
Как и в других случаях интроскопии, общими показателями качества эхоизображений, определяющими их информативность, могут служить параметры, приведенные в разделе 1.1. С учетом эхолокационного метода получения информации связь между этими параметрами и приборными показателями информационного канала определить нетрудно. Так, например, очевидно, что размер визуализируемого объекта или область ультразвукового обзора определяются протяженностью (или углом) и глубиной ультразвукового сигнала и в принципе характеризуют рабочее поле системы интроскопии. Детальность формируемого изображения в рабочем поле определяется продольной и поперечной компонентами пространственного разрешения.
В данном случае продольная компонента разрешения характеризует способность системы различать мелкие детали объекта вдоль сканирующего ультразвукового луча и определяется в основном длительностью зондирующего ультразвукового импульса.
Поперечная компонента разрешения ортогональна продольной и характеризует способность системы различать детали по фронтальной к направлению луча компоненте. Ее величина определяется эффективной шириной ультразвукового луча. При формировании динамических эхоизображений важным парамет-ром является подвижность, определяемая частотой ультразвукового сканирования.
Чувствительность системы определяется в основном наименьшим предельным значением визуализируемого перепада акустического сопротивления среды и отношением сигнал/шум в информационном канале. Кроме того, этот параметр существенно зависит от рабочей частоты ультразвука, с ростом которой чувствительность системы интроскопии снижается и соответственно уменьшается предельная глубина ультразвукового зондирования.
Способность системы компенсировать потери зондирующих сигналов при распространении их в поглощающей ультразвук среде характеризуется верхним пределом акустического затухания, выражаемого в относительных единицах. Динамический диапазон отображаемых сигналов в данном случае будет соответствовать наибольшему акустическому контрасту визуализируемой среды.
