Ультразвуковая ангиология - часть 15

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

значение излучаемой частоты, ширина диапазона 
рабочих частот в этом случае не превышает 20-25% 
в обе стороны. Другими словами, если номиналь-
ная частота моночастотного датчика равна 7 МГц, 

то приблизительные колебания частот посылаемых 

им ультразвуковых импульсов составляют, пример-
но, от 6 до 8 МГц. В широкополосных датчиках реа-

лизован иной принцип: датчик работает в достаточ-

но большом диапазоне частот (например, от 5 до 12 
МГц), что приводит к значительному повышению 
разрешающей способности, особенно в ближней и 

средней зонах. В основе работы многочастотных 

датчиков также лежит принцип широкополосного 

сканирования, но в отличие от предыдущих в них 
возможно изменение центральных частот в зависи-
мости от необходимой глубины сканирования. В 

любом случае неизменно действует принцип: чем 

выше частота сканирования, тем меньше глубина 
проникновения, но выше качество визуализации, и 
наоборот, чем ниже частота сканирования, тем 
больше проникновение и ниже качество изображе-
ния. Примечательным в этой связи является значи-

тельно большее удобство на практике применения 

широкополосных многочастотных датчиков. Это 
объясняется тем, что «истинные» широкополосные 

технологии не позволяют произвольно изменять 

«центральную» частоту, следствием чего является 
значительное снижение качества визуализации на 
больших глубинах, что успешно преодолевается 
переключением частот на более низкие в многоча-
стотных датчиках (рис. 3.47). 

Для исследования экстракраниальных отделов 

брахиоцефальных сосудов, сосудов верхних и ниж-
них конечностей, кровоснабжения поверхностно рас-
положенных структур и мягких тканей оптимально 
использовать частоты от 5 до 15 МГц, для абдоми-
нальных сосудов - от 3 до 8 МГц, для сосудов малого 

таза - от 3 до 7 МГц, при трансвагинальных (транс-

ректальных) исследованиях - 5-10 МГц. При транс-
краниальном сканировании в основном применяют-
ся частоты 2-2,5 МГц, в некоторых случаях 1 МГц. 

Глубина и ширина сканирования, а также густо-

та линий связаны между собой. В одном кадре ульт-

развукового изображения имеется множество линий 

Рис. 3.47. Линейное сканирование с применением многочастотного датчика. 
Комплекс интима - медиа общей сонной артерии (увеличены фрагменты комп 

лекса передней и задней стенок). 
А. Центральная частота 7 МГц. Б. Центральная частота 10 МГц. 

(n), что зависит от их густоты (k) и ширины сканиро-
вания (w): 

Время, за которое прибор может выстроить одну 

линию (t') зависит от глубины сканирования, которая 
должна быть пройдена дважды - отдатчика и обрат-

но (l), и скорости звука (с): 

Соответственно время получения одного кадра 

(t) описывается уравнением 

откуда следует, что частота кадров (величина, обрат-
ная времени на получение одного кадра,- υ) прямо 
пропорциональна скорости звука и обратно пропор-
циональна глубине сканирования, густоте линий и 
ширине сканирования: 

Таким образом, чем больше глубина и/или ши-

рина сканирования и выше густота линий, тем мень-
ше частота кадров. В ангиологии при исследовании 
основных периферических и абдоминальных сосудов, 

транскраниальном сканировании необходим выбор 

адекватного соотношения перечисленных парамет-
ров. Наиболее предпочтительной является средняя 
частота кадров 17-25 Гц при достаточно высокой гус-

тоте линий. Это может быть достигнуто путем умень-

шения (до разумных пределов) глубины и ширины ска-
нирования, что способствует повышению качества 

эхограмм. В этом же ключе следует рассматривать и 
применение функции увеличения зоны интереса, ко-
торая позволяет отсечь значительную часть ненужно-
го в данный момент инсонируемого поля, тем самым 
косвенно снизив глубину и ширину сканирования. 

Уровень мощности ультразвукового излучения на 

передаче, как правило, имеет фиксированное значе-
ние в каждой из программ применения. Это связано в 

основном с ограничениями данной 
величины во избежание возникно-
вения биологических эффектов вза-
имодействия ультразвука с тканя-
ми. Необходимость увеличения 
мощности на передаче возникает в 
случаях, когда требуется более ка-
чественная инсонация объектов на 
большой глубине, у тучных пациен-
тов. Повышение мощности излуче-

ния реализуется через возрастание 

амплитуды излучаемых колебаний, 
а соответственно и амплитуды эхо-
сигналов. Увеличивается проникно-

вение и разрешение в дальней зоне. 
Обычный уровень мощности при ан-
гиологических исследованиях у 
взрослых не должен превышать 

720 мВт/см

2

. 

64 

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

Рис. 3.48. Конфигурация ультразвуковых лучей в простран-
стве и распределение энергии ультразвукового излучения 
(красными стрелками показана зона фокусировки). 

Использование высокой мощности ультразвука 

увеличивает риск возникновения биологических эф-
фектов взаимодействия со средой (кавитация, нагре-

вание). Поэтому при прочих равных условиях жела-

тельно пользоваться другими методами оптимиза-
ции изображений. Тем не менее следует заметить, 
что максимальному воздействию ультразвука под-

вергается не все инсонируемое поле, и лишь его не-
большая часть, расположенная в зоне фокусировки 

луча, а еще точнее - ее центральной части (рис. 3.48). 

Необходимо также иметь в виду, что интенсивность 

воздействия ультразвука на ткань 
существенно повышается при изби-
рательном увеличенном сканирова-
нии (функции Zoom или RES) 
(рис. 3.49), когда резкое увеличение 
густоты линий в малом объеме со-
пряжено с возрастанием энергии 
излучения в нем. 

Усиление на приеме регулиру-

ет амплитудные характеристики 
эхосигналов после их приема. Уве-
личение усиления на приеме приво-

дит к возрастанию амплитуды, 
уменьшение - к ее снижению. Таким 

образом, изменение данной регули-
ровки за счет возрастания (сниже-
ния) амплитуды сигналов позволяет 

изменить количество отражаемой 
информации. При чрезмерном уве-

личении амплитуд или чрезмерном 

их уменьшении качество отобража-

емой информации значительно 
страдает за счет того, что данные 
значения не попадают в установлен-
ный динамический диапазон - ин-
тервал значения амплитуд, отража-
емых на экране. Ту же роль, что и 
усиление на приеме, выполняет 
функция компенсации усиления с 
глубиной, однако в этом случае из-

менение амплитуд происходит из-
бирательно (могут усиливаться или 

Рис. 3.49. Увеличение густоты ультра-

звуковых лучей и энергии потока с ис-
пользованием функции увеличения 
зоны интереса. 

ослабляться сигналы, поступающие с определенной 
глубины). 

Предобработка заключается в дифференциации 

и фильтрации сигнала вдоль луча, что позволяет уве-

личить структурность и четкость изображения. 

Динамический диапазон характеризуется соот-

ношением максимальных и минимальных амплитуд 
(интенсивностей) сигнала, которые представлены на 
экране светящимися точками (остальные значения не 
анализируются). Верхняя граница является величиной 
постоянной, т. е. не может быть изменена. Таким об-
разом, расширение (сужение) динамического диапа-
зона осуществляется за счет смещений его нижней 
границы (рис. 3.50). Следствием увеличения значений 

динамического диапазона является увеличение ана-
лизируемых сигналов (включение в обработку и ото-

бражение большего количества низкоамплитудных 
колебаний, обусловленных неоднородностью среды). 
Если необходимо подчеркнуть границу раздела сред 
(изучение структуры сосудистой стенки, границы внут-
ренних оболочек и просвета), используют низкие зна-
чения динамического диапазона, при изучении мало 
различающихся акустическими характеристиками 
сред (атеросклеротические бляшки низкой плотнос-

ти - просвет сосуда) - высокие (см. рис. 3.49). 

Представление информации на экране дисплея 

соответствует амплитудным характеристикам сигна-
лов, получаемых по ходу ультразвукового луча с раз-
ных глубин. Большим амплитудам (и интенсивности) 
соответствует более яркое свечение экрана, мень-
шим - более темное. Весь спектр анализируемых 

амплитуд (интенсивностей) соот-
ветствует в современных системах 
256 оттенкам серого цвета (крайни-
ми являются белый и черный цве-
та, при этом в неинвертированных 

шкалах белый цвет отражает макси-
мальную интенсивность или ампли-

туду, черный - минимальную анали-
зируемую в рамках динамического 
диапазона). Чем меньше динами-
ческий диапазон, тем больше раз-

ница между интенсивностью свече-
ния (оттенками серого цвета) точек, 
соответствующих максимальным и 
минимальным анализируемым ам-
плитудам. Наоборот, при больших 
значениях динамического диапазо-
на разница уменьшается, так как 

увеличивается спектр соответству-

ющих амплитуд (рис. 3.51). В дан-
ном случае интервал соответствия 

со стороны амплитуд возрастает, а 
соответствующее ему количество 
оттенков серого цвета (256) остает-
ся неизменным, что отражает «сжа-
тие» при экстраполяции интервала 
одного - изменяемого массива ве-
личин (амплитуд) на другой (оттен-
ки серой шкалы) - неизменный. 

Данное «сжатие» называют лога-

рифмическим. Его параметры тес-
но связаны с величиной динамичес-

65 

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

кого диапазона. Кривая зависимости яркости свече-
ния экрана от интенсивности (амплитуды) сигнала 
называется кривой постобработки (постпроцесса). 

Суть постпроцессорной обработки изображения 

сводится к изменению кривой зависимости яркость 
свечения - интенсивность. Вид постобработки мо-
жет быть изменен вручную путем корректировки кри-
вой. Изменение вида постобработки необходимо для 
изучения разных по структуре и эхогенности объек-

тов. Для подчеркивания границ раздела сред с су-
щественно разными акустическими характеристика-
ми могут быть использованы кривые, в которых вы-
делены высокие интенсивности сигналов и сглаже-
ны (угнетены) низкие (изучение границы сосудистой 
стенки и просвета). В случае необходимости диффе-
ренцировки границ между мало отличающимися по 
акустическим характеристикам средами (гипоэхо-
генные наложения в просвете сосуда, изоэхогенные 
опухоли и пр.) следует подчеркивать низкие и сред-

ние интенсивности и снижать высокие (рис. 3.52). 

Серошкальное изображение, представляющее 

собой сочетание свечения точек (пикселей) экрана, 
может быть представлено в виде 256 оттенков друго-
го цвета (колоризация шкалы, псевдоокрашивание 
изображения или В-цвет). Функция оказывается по-
лезной во многих случаях, так как рецепторы сетчатки 
глаза значительно лучше воспринимают оттенки цве-
та, чем оттенки серого. Модификацией колоризации 
изображения является сочетание серошкального ска-
нирования и цветового окрашивания, при этом толь-

ко часть оттенков серого заменяется 
на цвет. В этом случае цвет как бы 
«вычитает» часть серой шкалы. Уро-
вень «вычитания» может быть произ-
вольно изменен. Функция применяет-
ся в случаях, когда желательно резко 
контрастировать структуры сходной 
эхогенности, например, контуриро-
вать стенку сосуда (рис. 3.53) [73]. 

Для «сглаживания» изображе-

ния используют функцию временной 

суммации кадров (усреднение, 

persistence). Отображаемая на экра-
не информация представляет собой 
не единичный кадр (элементарную 
эхограмму), а результат сложения 
нескольких последовательных кад-
ров (от 1 до 10). Частота кадров в 
этом случае значительно снижается. 
В то же время изображение стано-
вится мягким и плавным, сглажива-
ются нежелательные движения 
(пульсация), снижается зернистость. 
Данная функция редко используется 
в тех случаях, когда требуется высо-
кое временное разрешение, для чего 

необходима высокая частота кадров, 

т. е. при изучении движущихся 

объектов, например сердца или 
пульсирующих (аорта) (рис. 3.54). 

Все регулировки, исключая по-

стпроцессорную и В-цвет, могут 
быть осуществлены до попадания 

изображения в видео (экранную) память, после чего 
они становятся недоступными, поэтому должны быть 
выполнены в процессе сканирования. Постобработ-
ка изображения и его псевдоокрашивание могут быть 
произведены после попадания в экранную память, 

т. е. после «заморозки изображения», либо в режи-

ме кинопетли. 

Новым этапом в развитии ультразвуковой се-

рошкальной визуализации стало внедрение техноло-
гии, осуществляющей анализ второй тканевой гар-
моники [74-86]. В основе принципа лежит анализ 
сигнала, который является результатом эффектов не-

линейного распространения звука в среде. Данные 
эффекты возникают в связи с многочисленными от-

ражениями луча от границ разделов сред, взаимо-

действием отраженных волн (в частности эффект ин-
терференции). С увеличением глубины амплитуда 

основного отраженного сигнала уменьшается (по-
скольку уменьшается и амплитуда, а следовательно, 
и интенсивность направленного сигнала). В то же 

время нарастает результирующая амплитуда второ-
го отраженного эхосигнала. Данный процесс срав-
нивают с появлением бурунов на верхушках волн во 
время прибоя: в то время как высота основной вол-
ны уменьшается, величина обратного движения (бу-
рун) возрастает. Действительно, чем больше глуби-
на сканирования, тем меньше информации несет ос-
новное отражение и больше - второе. Таким обра-

зом, при подавлении первой гармоники (основного 
или осевого эхосигнала) выделяется вторая, более 

Рис. 3.50. Динамический диапазон (объяснение в тексте). 

Рис.  3 . 5 1 . Динамический диапазон и логарифмическое сжатие (объяснение в 

тексте). 

66 

ФИЗИКА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ. РЕЖИМЫ СКАНИРОВАНИЯ. МЕТОДЫ ОПТИМИЗАЦИИ ИЗОБРАЖЕНИЙ 

Рис. 3.52. Постобработка ультразвукового изображения. 

A. Сканирование кончика большого пальца взрослого человека при различных уровнях постобработки изображения (уве-
личение функции приводит к заметному выделению высоинтенсивных сигналов и вычитанию средних и низких, при этом 
увеличивается детальное представление папиллярных линий кожи). Б. Сканирование кончика указательного пальца взрос-
лого человека с псевдоколоризацией изображения при различных уровнях постобработки (изменения аналогичны рис. А). 

B. Депрессия низких и средних интенсивностей, подчеркивание высоких (кривая постобработки и соответствующее ей 
изображение атеросклеротически измененных сонныхартерий). Г. Подчеркивание низких и средних интенсивностей, деп-
рессия высоких (кривая постобработки и соответствующее ей изображение атеросклеротически измененных сонных ар-

терий). Д. Равномерное распределение интенсивностей (кривая постобработки и соответствующее ей изображение ате-

росклеротически измененных сонных артерий). 

67