Ультразвуковая ангиология - часть 13

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

Рис. 3.28. Конвергентное цветовое кодирование. 

висимости интенсивность - частота (скорость) ха-
рактеризуются медленным нарастанием и медлен-
ным снижением (во времени), что придает кривой 
пологий вид. Шумы же за счет значительно мень-
шего количества отражателей, приблизительно 
одинаковых по частотным характеристикам, фор-
мируют кривую с быстрым временным подъемом 
и спадом (остроконечные пики). При этом харак-

теристика интенсивности шумов и низкоскорост-

ных потоков приблизительно равны. В связи с этим 
в случае ЦДК скорости при отсечении шумов (а оно 
происходит по уровню их интенсивности) отсека-
ются и низкоскоростные потоки. В случае же ЦДК 

Рис. 3.29. Цветовые карты конвергентного ЦДК. 

«энергии» за счет того, что площадь под огибаю-
щими потоков превосходит площадь под огибаю-
щими шумов, а отсечение происходит по величине 
площади, возможно информативное цветовое ото-
бражение низкоскоростных потоков. Это суще-
ственное преимущество ЦДК «энергии», так как оно 
позволяет качественно кодировать потоки, напри-
мер, в интракраниальных артериях, изучать орган-
ное кровоснабжение и т. д. 

2. При энергетическом цветовом кодировании 

отсутствует aliasing-эффект, поскольку принцип об-

работки допплеровского сигнала не включает анализ 
скорости. 

3. Энергетическое ЦДК позволяет кодировать 

потоки, перпендикулярные направлению распрост-
ранения ультразвукового луча (из-за малой зависи-
мости от угла). Строго говоря, и при ЦДК скорости 

также возможно кодирование перпендикулярных по-
токов, что связано с нелинейными эффектами рас-

пространения ультразвука, однако качество кодиро-
вания при этом существенно ниже. 

Рис. 3.30. Виды цветового допплеровского кодирования. 

А. ЦДК скорости. Кровоток в сосудах гигантской кавернозной гемангиомы. Б. ЦДК «энергии». Кровоснабжение увеличенного 
лимфатического узла. В. Конвергентное ЦДК. Кровоток в аневризматически измененной аорте и устье почечной артерии. 

Рис.  3 . 3 1 . ЦДК движения тканей. Картограммы движения межжелудочковой перегородки. 

А. ЦДК скорости движения тканей. Б. ЦДК «энергии» движения тканей. В. ЦДК ускорения движения тканей. 

56 

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

Рис. 3.32. Трехмерная реконструкция ультразвуковых изображений. 

А. Схема построения реконструкции при сложении последовательных срезов. Б. Схе-

ма построения реконструкции при сложении срезов под разным углом. В. Общая сон-
ная артерия, лимфатический узел, В-режим+CDE. Г. Трехмерная реконструкция (об-
щая сонная артерия, сосуды кровоснабжающие лимфатический узел), 3D CDE. Д. Трех-
мерная реконструкция сосудов печени 3D В-режим + 3D CDE. E. Трехмерная реконст-
рукция потоков в сосудах доли щитовидной железы и узла (указаны стрелками). 

4. При энергетическом ЦДК возможно информа-

тивное цветовое отображение разнонаправленных 

низкоскоростных потоков из близко расположенных 
сосудов, что невозможно при ЦДК скорости. 

5. ЦДК скорости имеет суще-

ственные преимущества, обуслов-
ленные возможностью получения 
информации о скорости и направ-
лении потоков. 

Таким образом, обе техноло-

гии имеют свои достоинства и не-

достатки. На практике при проведе-

нии ангиологических исследований 
полезно применять как ЦДК скоро-
сти, так и энергетическое ЦДК. 

Перечисленные достоинства 

обеих технологий объединены в 
«гибридном» варианте ЦДК, назы-
ваемом конвергентным [17, 58]. 

При этом виде кодирования одно-
временно анализируется как ин-

формация о средней скорости (и 

направлении), так и площадь под 
кривой зависимости интенсив-
ность - частота (скорость). Прин-
ципиальная схема цветового коди-
рования, как видно из рис. 3.28, су-
щественно не отличается от опи-
санных для CDV и CDE. Возмож-
ность сочетания скоростного и 
энергетического ЦДК реализуется 

за счет применения «многопере-
ливчатых» или комбинированных 

шкал. Выделяют пороговую, на-
правленную и контурную цветовые 
карты (рис. 3.29). Основным досто-
инством конвергентного ЦДК явля-
ется возможность сохранения ин-
формации о направлении и скоро-

сти потока без дискриминации 

низкоскоростных потоков. Это ока-

зывается полезным при исследо-

вании сосудов, когда сочетаются 
высокие и низкие скорости крово-

тока (например, бифуркации круп-

ных артерий, крупные вены, орган-
ные сосуды). 

Примеры ЦДК скорости, 

«энергии» и конвергентного ЦДК 
приведены на рис. 3.30. 

В ангиологии до сих пор не на-

ходит широкого применения техно-
логия ЦДК движения тканей, осно-

ванная на выделении допплеровс-
кого сигнала от движущихся объек-

тов (например, миокард) с одновре-

менной дискриминацией более 
низкоскоростных потоков (из камер 
сердца). Это является важным об-
стоятельством, позволяющим кос-
венно оценивать сократимость, а по 
некоторым данным, и перфузию 
миокарда (рис. 3.31). 

Развитие компьютерных технологий обработки 

ультразвуковых изображений привело к практически 

неограниченным возможностям реконструкций, осно-
ванных на суммации многих эхотомографических cре-

57 

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

Рис. 3.33. Панорамное сканирование. 
А. Схема построения реконструкции методом «присоединения» соседних сре-
зов. Б. Панорамная реконструкция печени в В-режиме. В. Панорамная рекон-
струкция передней брюшной стенки (поперечное направление) в В-режиме. 

Г. Панорамная реконструкция внутренней яремной вены в В-режиме. Д. Пано-
рамная реконструкция бедренной артерии в дуплексном режиме (В-режим + 
ЦДК «энергии»). 

зов. Реализация этих возможностей 
принципиально не отличается от 
таковой в других областях лучевой 
диагностики (при рентгеновской 

компьютерной томографии, маг-
нитно-резонансной томографии, 
позитронно-эмиссионной томогра-
фии и т. д.), где имеет место нали-

чие последовательных томографи-
ческих срезов тканей. Сложности в 
построении точных реконструкций 
при ультразвуковом сканировании, 
в основном, сопряжены с произ-

вольностью и операторозависимо-
стью самого метода получения сре-
за, что накладывает определенные 
ограничения как на качество соб-

ственно реконструированных 
объектов, так и на возможность кор-
ректной их интерпретации. 

Компьютерная обработка цве-

товых картограмм позволяет выст-

раивать трехмерные изображения 
[59-62]. Идея трехмерной реконст-
рукции существует давно, но техни-
ческая ее реализация была затруд-
нена из-за необходимости исполь-
зования для этих целей направляю-
щих штанг (специальных приспособ-

лений, ориентирующих плоскость 
сканирования в пространстве и од-

новременно фиксирующих ее поло-

жение). Сложность и длительность 

проведения подобных реконструк-
ций, отсроченность (т. е. работа вне 
режима реального времени) не по-
зволяли применять методику в по-
вседневной клинической практике. 
Современные технологические раз-
работки вплотную приблизились к 
построению трехмерных изображе 
ний в режиме реального времени, 
при этом не требуется специальных 
приспособлений. Качество подоб-
ных изображений, которые воспро-
изводят ультразвуковые системы, 

также значительно повысилось. Из-

меняя положение датчика и про-
странственную ориентацию срезов 
(рис. 3.32, А, Б) можно выстраивать 
реконструированные изображения 
сосудов как в цветовых допплеровс-
ких режимах (рис. 3.32, В, Г, Е), так и 
при одновременном наличии 3D 
представлений в В-режиме и CD-
режиме (рис. 3.32, Д). Тем не менее 

для ангиологических исследований, 
даже учитывая известные аргумен-
ты о более четком понимании, по 
данным 3D реконструкций, про-
странственных конфигураций сосу-
дов, их взаимоотношений с органа-

ми и тканями, статическое изобра-

58 

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

Рис. 3.34. Принципиальная схема обработки ультразвуковых импульсов. 

А. Без кодирования сигналов. Б. С кодированием импульсов. 

жение, даже высокого качества, является малоинфор-
мативным. Поэтому до появления динамических 3D 

режимов (также именуемых 4D), первые сообщения о 
результатах использования которых появились в пос-

леднее время, говорить о возможности их широкого 

внедрения в клиническую практику рано. 

Еще одним примером пространственной рекон-

струкции посредством суммации последовательных 

Рис. 3.35. Интенсивность сигналов, отраженных от крови 
и тканей. 

Рис. 3.36. Механизм выделения сигналов, отраженных кровью. 

эхотомографических срезов может являться так назы-
ваемое продолженное, или панорамное сканирова-
ние. При этом (рис. 3.33, А) суммируются последова-
тельные срезы, получаемые либо путем перемещения 
датчика в одном направлении (например, по продоль-

ной оси сосуда), либо изменением угла, но и втом, и в 

другом случаях - в одной плоскости. 

В результате реконструкции может 
быть получено статическое изобра-

жение в В-режиме (рис. 3.33, Б-Г) 
и статическое или динамическое -
в цветовых допплеровских режимах 

(рис. 3.33, Д). Как и в случае 3D реконструкций, потем 

же причинам при использовании панорамного скани-

рования в ангиологии действует ряд ограничений как 
в качестве, так и при интерпретации. 

Недопплеровские методы визуализации 

внутрипросветных потоков [63-70] 

В последние годы в коммерческих платформах 

ведущих производителей ультразвукового оборудо-
вания реализован новый принцип недопплеровской 
визуализации движения крови в просветах сосудов. 

Принципиальная возможность для этого появи-

лась после несколько отличного от традиционного 

построения архитектуры системы (рис. 3.34). Прин-
ципиальные изменения заключаются во введении 
процесса цифрового кодирования передаваемого 
сигнала и декодирования принятого. 

Это позволило расширить возможности фазово-

го анализа отраженного сигнала. Известно 
(рис. 3.35), что интенсивность отраженного эхоси-
гнала от ткани значительно превышает таковую от 
крови. При этом, естественно, что от обоих сигналов 
при фильтрации «отсекаются» низкочастотные шумы. 
После осуществления фильтрации амплитуда отра-

женного от крови эхосигнала еще больше снижает-

ся. Таким образом, для выделения этого низкоамп-

литудного сигнала необходимо его существенное 

усиление до уровня, сопоставимо-

го, либо превышающего таковой 

для тканевого эхосигнала. 

Упрощенная схема такого про-

цесса может выглядеть следующим 
образом (рис. 3.36). Прибор гене-
рирует серию колебаний, состоя-
щую из нескольких (например, двух) 
частей, отличающихся по продол-

жительности, но сходных по часто-
те. Эта серия кодируется двоичным 

цифровым кодом и посылается в 

ткани. Отраженные эхосигналы яв-
ляются комбинацией колебаний, 
часть которых возникла в результа-
те отражения от тканей, другая - от 

крови, при этом между ними имеет-

ся некоторый фазовый сдвиг. По 

всей вероятности, именно после-

днее обстоятельство является ос-

новой для возможности (при деко 

дировании сигнала цифровым дво-

ичным кодом с обратной последо-

59