Использование ультразвука в урологии относится к фундаментальным методам. Для наилучшего применения этой технологии на благо пациентов необходимо знать физические принципы ультразвука. Понимание того, как настраивать оборудование и управлять датчиком для получения изображения наилучшего качества, имеет огромное значение для эффективного использования УЗИ.

Технические навыки, которые необходимы для выполнения и интерпретации ультразвукового изображения в урологии, сочетают практические навыки сканирования и знание патологических процессов в исследуемых органах. Урологи должны понимать, как ультразвук влияет на биологические ткани, чтобы применять метод безопасно и по показаниям. При хорошем понимании физических принципов ультразвука уролог сможет воспользоваться всеми его преимуществами и учесть недостатки.

а) Механизм ультразвуковых волн. Изображение, создаваемое ультразвуковыми волнами, получается при взаимодействии механических волн с биологическими тканями и материалами. Поскольку ультразвуковые волны испускаются с определенной частотой, а отраженные волны воспринимаются датчиком, происходит быстрое создание и обновление изображений, что позволяет исследовать органы в режиме реального времени.

Ультразвуковые волны — это механические волны, которым для распространения необходима физическая среда (например, ткань или жидкость). В медицине используется частота ультразвуковых волн в в диапазоне от 1 до 30 МГц (МГЦ — миллион колебаний в секунду). В зависимости от показаний большинство датчиков, используемых в урологии, имеют частоту от 2,5 до 18 МГц.

Ультразвуковые волны создаются при воздействии переменного тока на пьезоэлектрические кристаллы в датчике. Периодическое расширение и сдавление пьезоэлектрических элементов создает механическую волну, которая передается через соединяющую среду (обычно гель) к коже и в тело пациента. Создаваемые волны являются продольными, поскольку движение частиц происходит в том же направлении, что и распространение волны (рис. 1).

Продольные волны создают зоны разрежения и сдавления тканей в направлении движения ультразвуковой волны.

Сдавление и разрежение молекул представляются графически как синусовая волна с периодическим положительным и отрицательным отклонением от исходного уровня. Длина волны определяется как расстояние между пиками двух соседних волн. Один полностью пройденный волной путь называется циклом. Один цикл в секунду известен как 1 Гц (Герц). Амплитуда волны — это максимальное отклонение в положительном или отрицательном направлении от исходного уровня, а период — это время, необходимое для завершения одного цикла волны (рис. 2).

Скорость, с которой звуковая волна проходит через ткани, определяется ее частотой и длиной волны. Скорость звука в ткани постоянная, поэтому при изменении частоты должна меняться длина волны. Средняя скорость звука в тканях человека составляет 1540 м/с. Длина волны и частота находятся в обратно пропорциональной зависимости (рис. 3). При уменьшении частоты от 10 до 1 МГц дайна волны увеличивается от 0,15 до 1,5 мм. Это имеет важное значение при выборе датчика в зависимости от показаний к исследованию.

б) Создание ультразвукового изображения. Изображение, создаваемое ультразвуковым аппаратом, начинается с датчика (по-английски transducer — дословно «преобразователь», от латинского transducer — «преобразовывать»). В этом случае электрические импульсы превращаются в механические звуковые волны посредством пьезоэлектрического эффекта.

В ультразвуковом изображении датчик имеет двойную функцию, выступая в роли источника и приемника. Звуковые волны передаются в тело пациента, где они частично или полностью отражаются. Пьезоэлектрический эффект возникает при воздействии переменного тока на кристаллы, содержащие диполи. Области положительного и отрицательного заряда внутри пьезоэлектрического элемента распределены таким образом, что они имеют сетчатую ориентацию.

При контакте переменного заряда с поверхностью двух элементов возникает относительное сжатие или удлинение заряженных областей, приводя к механическому расширению с последующим сжатием элемента. В результате этого создается механическая волна, передаваемая пациенту (рис. 4).

Отраженные механические звуковые волны принимаются датчиком и по обратному пьезоэлектрическому эффекту превращаются в электрическую энергию, которая интерпретируется в ультразвуковом аппарате, и на экране создается изображение.

В большинстве режимов ультразвука датчик излучает ограниченное число циклов волн (обычно от 2 до 4), называемых сигналом. Частота от 2 до 4 волн в каждом цикле обычно находится в диапазоне 2,5—14 МГц. После этого датчик переходит в состояние покоя, поскольку он ожидает возвращения отраженных волн (рис. 5). Датчик находится в режиме приемника более 99% времени.

Сигналы испускаются через одинаковые промежутки времени, как правило, от 1 до 10 кГц, которые называются частотой повторения импульсов. По времени от передачи до получения сигнала можно определить расстояние от датчика до объекта, отразившего волну. Это известно как ультразвуковое определение локализации (рис. 6). Такая последовательность называется импульсным ультразвуком.

Амплитуда отраженной волны определяет яркость пикселей, соответствующих рефлектору на ультразвуковом изображении. Чем больше амплитуда возвратной волны, тем ярче ее пиксель. Таким образом, ультразвуковой аппарат создает изображение путем излучения датчиком серии ультразвуковых волн с определенной частотой и интервалами, с последующей интерпретацией длительности пути и амплитуды отраженных эхосигналов. Это изображение быстро обновляется на мониторе, создавая впечатление непрерывного движения.

Частота обновления изображения обычно составляет 12—30 в секунду. Последовательность событий, показанная на рис. 7, представляет собой основу для всех режимов сканирования ультразвуком, включая привычный серошкальный режим.

в) Взаимодействие ультразвука с биологическими тканями. По мере распространения ультразвуковых волн через ткани происходит ряд изменений, включая потерю энергии, изменение направления и частоты. Для получения изображения максимального качества и правильной интерпретации результатов необходимо понимать эти взаимодействия.

Затухание определяется как потеря кинетической энергии при взаимодействии звуковой волны с тканями и жидкостью в теле человека. Различные ткани обладают разным потенциалом к затуханию. Например, коэффициент затухания воды составляет 0,0, почки — 1,0, мышц — 3,3. В связи в этим звуковые волны намного быстрее затухают при прохождении через мышцы по сравнению с распространением через воду (рис. 8) (коэффициент затухания измеряется в дБ/см/МГц).

Три основных механизма затухания включают поглощение, отражение и рассеивание. Поглощение возникает при превращении механической кинетической энергии в тепловую в тканях. Оно зависит от частоты звуковой волны и характеристик ткани. Затухание высокочастотных волн путем поглощения происходит быстрее, чем низкочастотных волн. Поскольку звуковые волны постепенно затухают по мере распространения, глубокие структуры (почку) сложнее визуализировать. Для компенсации потерь акустической энергии за счет затухания можно использовать настройку усиления (повышение чувствительности датчика к отраженным звуковым волнам) и выбрать более низкую частоту.

Преломление волны возникает при ее попадании на поверхность между двумя тканями под углом, отличным от 90°. Когда волна падает на поверхность под углом, часть ее отражается, а часть распространяется в прилежащую среду. Направление распространения волны изменяется (преломляется), что приводит к потере части информации, поскольку волна частично не возвращается к датчику, и вызывает возможные ошибки в определении локализации объекта из-за преломления (изменения направления) волны. Оптимальный угол инсонации для минимизации ослабления путем преломления составляет 90° (рис. 9).

Звуковая волна отражается при попадании на объект или границу между тканями или структурами. Если объект имеет относительно большую поверхность, звуковые волны отражаются в прогнозируемом направлении в зависимости от угла инсонации. Если отражатель звука имеет небольшой размер или неровный контур, он называется диффузным. Такой отражатель относится к диффузным рассеивающим объектам и создает помехи волнам, идущими от прилежащих диффузных отражателей. В результате формируется пятнистая структура, характерная для солидных органов, например яичка или печени (рис. 10).

Когда звуковая волна переходит из одной ткани в другую, на их границе отражается определенная часть энергии. Процент отражаемой энергии зависит от различий в акустическом сопротивлении тканей. Оно, в свою очередь, относится к характеристикам ткани и связано с жесткостью и скоростью, с которой распространяется звуковая волна. При небольшом различии в акустическом сопротивлении двух прилежащих тканей отражается небольшая часть энергии. Различие в акустическом сопротивлении почки (1,63) и печени (1,64) минимально, поэтому при близком расположении может быть затруднительным определить границу между ними (табл. 1).

Жир имеет различные показатели акустического сопротивления с почкой и печенью, поэтому границы этих двух органов хорошо дифференцируются от жировой ткани (рис. 11).

Если различие акустического сопротивления между тканями очень высоко, может наблюдаться полное отражение звуковых волн с формированием акустической тени (рис. 12).

г) Артефакты. Звуковые волны испускаются датчиком с известными амплитудой, направлением и частотой.

Взаимодействие с тканями в организме приводит к изменению этих параметров. Отраженные звуковые волны подвергаются изменениям согласно ожидаемым физическим принципам, включая ослабление на расстоянии и изменение частоты в зависимости от скорости и направления объекта, на который они попадают. Время возвращения волны зависит от ожидаемой скорости распространения звука в тканях человека. Если эти параметры не соответствуют, получаемые изображения и измерения могут не отражать реальных физических условий. Такие искажения называются артефактами. Правильно выявленные артефакты могут помогать в диагностике.

Усиление передачи возникает при прохождении звуковой волны через ткань с меньшим коэффициентом затухания, чем в окружающих тканях. Например, когда звуковая волна проходит через заполненную жидкостью структуру, такую как киста почки, она подвергается относительно меньшему затуханию по сравнению с волной, проходящей через паренхиму почки. Таким образом, когда волна достигает задней стенки кисты и почечной ткани за ней, она несет большую энергию (имеет большую амплитуду), чем соседние волны.

Возвратный эхосигнал будет иметь намного большую амплитуду, чем у волн, отражающихся от паренхимы этой же части почки. В связи с этим пиксели, соответствующие области дистальнее кисты, будут иметь более высокую яркость. Ткань выглядит более гиперэхогенной по сравнению с прилежащей паренхимой, хотя они гистологически идентичны (рис. 13). Для уменьшения этого артефакта необходимо изменить угол инсонации или настроить компенсацию усиления по глубине.

Акустическая тень появляется при значительном затухании звуковых волн на поверхности ткани и приводит к потере информации о структурах, расположенных дистальнее. Это затухание может быть связано с отражением или поглощением, создавая анэхогенную или гипоэхогенную тень. Значительное затухание или потеря эхосигналов от тканей, расположенных дистальнее поверхности, может привести к неправильным выводам по их структуре.

Например, когда звуковые волны попадают на поверхность между тканью яичка и кальцинатами, большое различие в акустическом сопротивлении приводит к выраженному затуханию и отражению, в связи с чем теряется или значительно уменьшено число сигналов от тканей, расположенных дистальнее (рис. 14). Таким образом, в некоторых случаях сферические объекты могут выглядеть как серповидные, и при этом сложно определить точные размеры объемных структур. Кроме того, в зоне акустической тени могут скрываться небольшие детали. Для уменьшения акустической тени необходимо изменить угол инсонации.

Артефакт краевой тени возникает при попадании волны на изогнутую поверхность или поверхность с критическим углом. Критический угол инсонации определяется как угол, при котором звуковые волны распространяются вдоль поверхности без значимого отражения к датчику. Таким образом, сигналы от структур дистальнее этой поверхности отсутствуют или значительно снижены. Это очень распространенный артефакт в урологии, и иногда он может быть полезным. Артефакт краевой тени наблюдается во многих клинических ситуациях, но чаще всего при исследовании яичек.

Он часто возникает в верхнем и нижнем полюсе яичка, поскольку звуковые волны попадают на круглые структуры под критическим углом. Этот артефакт помогает дифференцировать головку придатка и верхний полюс яичка. Артефакт краевой тени также встречается при ТРУЗИ в зоне, где две круглые доли предстательной железы соединяются по средней линии. Это дает артефакт, который появляется в непосредственной близости от уретры и распространяется в дистальном направлении. Его можно также наблюдать в любой ситуации, когда падающая волна попадает на поверхность под критическим углом (рис. 15). Для устранения артефакта краевой тени необходимо изменить угол инсонации.

Артефакт реверберации появляется, когда ультразвуковая волна по очереди отражается между двумя и более поверхностями (реверберирует). Когда звуковая волна попадает на отражатель и возвращается к датчику, фиксируется определенное положение объекта. При втором прохождении звуковой волны аппарат интерпретирует сигнал таким образом, что второй объект находится в два раза дальше, чем первый. Продолжающееся затухание звуковых волн с каждой последующей реверберацией дает немного менее интенсивное изображение на экране.

В связи с этим создаются сигналы, которые расположены на одинаковом расстоянии от датчика, но постепенно теряют свою интенсивность (рис. 16).

Артефакт реверберации также наблюдается при попадании испускаемой волны на несколько небольших отражателей (например, смесь газа и жидкости в тонком кишечнике), что создает множество отраженных звуковых волн с различными углами и интенсивностью (рис. 17).

Этот артефакт может скрывать важную анатомическую информацию и часто наблюдается при исследовании почек. Для его уменьшения необходимо изменить положение датчика и угол инсонации.

д) Режимы ультразвукового сканирования:

1. Серошкальный, В-режим. Серошкальный режим, или В-режим ультразвукового сканирования (режим яркости), представляет собой изображение, полученное с помощью датчика, который испускает ультразвуковые волны с определенной последовательностью (импульсные волны). Отраженные волны попадают на датчик с интерпретацией расстояния и амплитуды. Время распространения волны определяет положение на мониторе, а интенсивность — яркость соответствующего пикселя. Каждое последовательное эхо в поле зрения отображается одно за другим с частотой обновления изображения 15—40 кадров в секунду. Это приводит к иллюзии непрерывного движения или сканирования в режиме реального времени.

Интенсивность отраженных звуковых волн может варьировать с коэффициентом 10¹², или 120 дБ. Хотя датчик может реагировать на такие выраженные изменения интенсивности, большинство мониторов или дисплеев имеют эффективный диапазон всего 10⁶, или 60 дБ. Каждый из 512x512 или 512x640 пикселей может отображать 2⁸, или 256, оттенков серого. Большинство ультразвуковых аппаратов обрабатывают и сжимают ультразвуковые данные для отображения на стандартном мониторе. Оценка серошкального изображения требует способности распознавать нормальный характер эхогенности анатомических структур.

2. Ультразвуковое допплеровское исследование. Ультразвуковое допплеровское исследование основано на физическом принципе изменения частоты волны при отражении звуковых волн от движущегося объекта. Основной принцип ультразвукового допплеровского исследования заключается в том, что звуковые волны определенной частоты будут менять направление и частоту в зависимости от направления движущегося объекта и угла инсонации. Этот феномен позволяет охарактеризовать движение, чаще всего крови по кровеносным сосудам, но также позволяет определить ток мочи.

Эффект Допплера заключается в изменении частоты передаваемой звуковой волны в зависимости от скорости объекта, на который направлены волны. Если объект неподвижен относительно датчика, то частота отраженной волны будет равна передаваемой. В случае, если отражающий объект движется в направлении к датчику, частота отраженной волны будет выше передаваемой. Если отражающий объект движется в направлении от датчика, частота отраженной волны будет ниже передаваемой. Это явление известно как частотный сдвиг, или допплеровский сдвиг (рис. 18).

Изменение частоты передаваемой волны также зависит от угла расположения датчика по отношению к движущемуся объекту. Максимальное изменение частоты наблюдается при ориентации датчика вдоль оси движения объекта. Таким образом, изменение частоты максимально при ориентации датчика (угол θ = 0°) параллельно направлению движения. Напротив, при ориентации датчика перпендикулярно направлению движения (угол θ = 90°) изменение частоты не определяется (рис. 19).

В связи с этим точное определение скорости кровотока зависит от угла инсонации между датчиком и осью движения объекта (рис. 20).

Цветовое допплеровское картирование позволяет оценить скорость и направление движение объекта. Для определения направления движения можно использовать цветовую карту. Наиболее частая цветовая карта отображает движение от датчика голубым, а к датчику — красным цветом (рис. 21).

Скорость движения определяется по интенсивности цвета. Чем выше скорость, тем ярче цвет. Режим цветового допплеровского картирования используют для оценки кровотока в почках, яичке, половом члене и предстательной железе. Он также позволяет определить выброс мочи из устьев мочеточников. Точное отображение характеристик тока требует внимания к ориентации датчика по отношению к движущемуся объекту. Поэтому в большинстве случаев угол между датчиком и направлением движения должен составлять 60° и меньше (рис. 22). При невозможности добиться угла 60° и менее путем изменения положения датчика можно наклонить ультразвуковой луч посредством изменения настроек аппарата для создания необходимого угла θ (рис. 23).

Режим энергетической допплерографии представляет собой режим, в котором цветовая карта отражает амплитуду изменения частоты. Он не позволяет оценить скорость или направление кровотока, но в нем меньшее влияние оказывает обратное рассеяние энергии. В связи с этим режим энергетической допплерографии меньше зависит от угла инсонации, чем режим цветовой допплерографии, и обладает большей чувствительностью в определении кровотока.

Когда звуковая волна попадает на объект внутри организма, она претерпевает ряд изменений, включая изменение частоты и амплитуды (рис. 24).

В то время как режим цветового допплеровского картирования позволяет преобразовать изменение частоты в цветовую карту, режим энергетической допплерографии преобразует в цветовую карту изменения интегрированной амплитуды (или мощности). С его помощью низкий уровень обратного рассеяния энергии преобразуется в цвет, который не выделяется ярко на цветовой карте, с увеличением усиления без создания помех от обратного рассеяния энергии (рис. 25). Режим энергетической допплерографии более чувствителен в определении сниженного кровотока, чем режим цветового допплеровского картирования.

Интегрированная амплитуда (мощность) допплеровского сигнала определяет яркость цвета. Направление и скорость тока жидкости не отображаются, поскольку в стандартном режиме энергетической допплерографии не определяется изменение частоты.

Режим цветового допплеровского исследования со спектральным изображением — это режим, в котором одновременно отображаются цветное изображение и ток жидкости в виде волны в дискретной зоне запроса. Этот режим часто используют для оценки характера и скорости кровотока в почке и яичке (рис. 26).

Спектральные волны дают информацию по периферическом сосудистому сопротивлению в тканях.

Наиболее часто используемый показатель скорости — это резистивный индекс (РИ) (рис. 27).

РИ используют в диагностике различных патологий, включая стеноз почечной артерии и обструкцию мочеточника. Поскольку скорость представлена на скалярной оси, необходимо установить правильные границы величин, чтобы не создавать артефакты. В связи с этим необходимо знать ожидаемую скорость кровотока в сосудах, оцениваемых урологом (табл. 2). Клиническое применение РИ описано в последующих статьях на сайте.

е) Артефакты ультразвукового допплеровского исследования. Артефакт мерцания появляется при попадании ультразвуковой волны на поверхность, которая отражает энергию. В режимах энергетического и цветового допплеровского исследования это может приводить к искажению возвратной волны, создавая картину движения дистальнее поверхности. Результирующий допплеровский сигнал выглядит как акустическая тень различной интенсивности и направления и называется артефактом мерцания.

Хотя он может наблюдаться в различных клинических ситуациях (например, при попадании ультразвуковых волн на баллон катетера Фолея в мочевом пузыре), наибольшее значение он имеет в оценке гиперэхогенных структур в почке. Камни часто дают артефакт мерцания (рис. 28), в отличие от дугообразных сосудов и других гиперэхогенных структур в почке. Не все кальцификаты создают артефакт мерцания, но он может наблюдаться при кальцификатах почечной артерии и внутри опухоли или кисты.

Наложение — это артефакт, который возникает, когда частота запроса события (определяемая частотой повторения импульса) недостаточна для его точного воспроизведения. При запросе с нерегулярными интервалами отображается только часть события. Наложение появляется в тех случаях, когда частота запроса меньше удвоенного сдвига частоты допплера (рис. 29).

Нормальный ламинарный однонаправленный кровоток при цветном картировании отображается одним цветом. В режиме спектрального допплерографического исследования определяется полная волна (рис. 30). Во время сканирования в режиме цветового допплеровского картирования наложение чаще всего наблюдается как псевдотурбулентность и изменение направления кровотока в сосуде. В режиме спектрального допплера феномен наложения наблюдается при укорочении пиковой систолической скорости ниже исходного уровня (рис. 31).

Для уменьшения этого артефакта необходимо снизить частоту падающей звуковой волны, увеличить угол инсонации или частоту повторения импульсов.

ж) Сканирование в режиме гармоники. Сканирование в режиме гармоники позволяет использовать отклонения, связанные с нелинейным распространением звуковой волны в ткани. Несимметрично распространяющиеся волны создают меньше гармоник, но они имеют более высокую амплитуду (рис. 32).

Поскольку эти гармоники реже подвергаются рассеиванию, связанному с падающей волной, отраженный сигнал имеет меньший шум. Путем селективного отображения гармонических частот, которые возникают в теле пациента и возвращаются к датчику, можно получить изображение с меньшим числом артефактов и более высоким разрешением.

Пространственное смешивание представляет собой режим сканирования, при котором последовательно автоматически изменяется направление инсонации для создания сложного изображения (рис. 33).

Трехмерное сканирование позволяет создать ряд изображений (набор данных), которые затем можно использовать для создания дополнительных изображений определенной анатомической зоны (рис. 34).

Трехмерное построение используют для планирования вмешательства и точного определения объема. Оно позволяет оценить некоторые характеристики тканей, которые не визуализируются в двухмерном режиме.

з) Контрастные препараты ультразвукового исследования. Для усиления эхогенности крови и тканей используют внутривенные препараты, содержащие микропузырьки. Они распределяются в сосудистой системе и при разрушении ультразвуковыми волнами создают сильные эхотени с гармоникой.

Микропузырьки быстро разрушаются под воздействием ультразвуковых волн. Для уменьшения их разрушения рекомендуется использовать ультразвук с низким механическим индексом. Контрастные препараты используют при УЗИ предстательной железы для более точного определения зоны повышенного кровотока. Применение внутривенных контрастных препаратов остается исследовательским методом, хотя получены перспективные результаты в различных клинических ситуациях. Возможность определить интенсивный кровоток без использования токсичных контрастных препаратов или ионизирующего излучения делает УЗИ с контрастным усилением перспективным методом диагностики в урологии.

- Рекомендуем ознакомиться далее "Биологические эффекты и безопасность ультразвука (УЗИ) в урологии"

Редактор: Искандер Милевски. Дата публикации: 30.6.2023