Главная > СВЧ, ультразвук, аккустика > Применение ультразвука в медицине: Физические основы
<< Предыдущий параграф
Следующий параграф >>
<< Предыдущий параграф Следующий параграф >>
Макеты страниц

8.7. Ограничение скорости сканирования и частоты кадров

Обычная процедура получения эхо-импульсных изображений заключается в последовательной записи ряда отдельных эхограмм (строк изображения). Время получения одной эхограммы от объекта, расположенного на глубине, не превышающей есть

где с — скорость звука в веществе объекта. Минимальное время получения изображения, состоящего из строк, составляет

Таким образом, время получения изображения из 100 строк (сравнительно бедная выборка), перекрывающих глубину до 10 см в мягкой ткани На практике это значение несколько больше, но тем не менее вполне реально получить приемлемое качество изображения с частотой кадров 10—20 Гц, на которой чувствительность человеческого глаза к изменению яркости низка (см. гл. 7, рис. 7.4). Это обеспечивает основу для создания немелькающих систем визуализации, работающих в реальном времени.

Системы реального времени с механическим сканированием могут быть нескольких видов. Можно перемещать преобразователь вдоль линии, перпендикулярной оси пучка, можно вращать или периодически качать его вокруг точки на оси пучка (обычно вблизи ее пересечения с поверхностью преобразователя). Можно также регулярно отклонять пучок неподвижного преобразователя с помощью движущихся зеркал или призм. Поскольку конструкция преобразователя не требует отклонения с помощью электроники, качество получаемых изображений в такой системе может быть очень высоким. Однако здесь существует ограничение, важное, в частности, в кардиологии: отдельные строки в растре нельзя выделять с частотой, превышающей кадровую.

Имеющиеся системы электронного сканирования бывают двух типов (хотя иногда встречаются и смешанные): с поперечным сканированием (линейные решетки) и с угловым сканированием (фазируемые решетки) (рис. 8.2). Оба типа представляют собой одномерные матрицы полосковых преобразователей. Фокусировка (если она применяется) осуществляется в направлении, перпендикулярном плоскости сканирования, с помощью неподвижных цилиндрических линз или за счет кривизны повеохности преобразователя.

В матрице с поперечным сканированием группы соседних элементов (следующих друг за другом от до где обычно используются для передачи и приема в направлении, примерно перпендикулярном к поверхности преобразователя. В такой матрице ширина отдельного элементарного преобразователя обычно сравнима с длиной волны, что дает значительную направленность. В простейшем виде сканирование такой решетки заключается в выборе значений из следующего ряда: где число элементов матрицы, число линий сканирования. С другой стороны, сканирование в чрезстрочном режиме можно использовать для приближения характеристик изображения как к временным, так и к пространственным частотным характеристикам глаза. Фокусировка на плоскость сканирования (неподвижный фокус) в режиме излучения ступенчатая фокусировка в режиме приема) часто обеспечивается путем введения необходимых задержек между элементами, входящими в активную группу преобразователя (т. е. путем формирования волновых фронтов).

При угловом сканировании с помощью фазированной решетки направление пучка меняется в широких пределах (обычно ±40°) относительно нормали к поверхности зонда. При этом требуется обеспечить слабую направленность элементов преобразователя (например, под углом 40°), и их ширина должна быть на порядок меньше длины волны. В таком приборе фокусировка в плоскости сканирования (как и ранее) и отклонение пучка осуществляются путем объединения элементов, выбранных из всей апертуры преобразователя, с требуемыми взаимными задержками, причем зачастую с разделением функций излучения и приема между разными группами элементов [26].

Практическое значение методов, работающих в реальном времени, т. е. в режиме так называемой киноультрасонографии, многообразно. И прежде всего — эти методы, очевидно, способны отображать картину смещения тканей и органов, давать богатую информацию о физиологических и патологических изменениях в организме. Однако во многих приложениях не менее важна возможность трехмерного отображения путем регулярного качания плоскости сканирования в протяженной области анатомических структур таким образом, что у оператора создается полное впечатление трехмерности изображения, например, плода, системы кровеносных сосудов или области патологии.

При использовании многоэлементных зондов для визуализации в реальном времени возможны несколько интересных вариантов. Один из них — построение двумерной матрицы преобразователей, которые можно применять для качания и фокусировки пучка в трехмерной области пространства (а не в плоскости, как в случае одномерной матрицы). Другое предложение — окружить исследуемую область (например, молочную железу) множеством расположенных на полусфере преобразователей, каждый из которых может принимать эхо-сигналы, вызванные излучением остальных преобразователей. Можно ожидать, что такое расположение обеспечит большой объем точных данных, к тому же с кадровой частотой вплоть до нескольких килогерц.

<< Предыдущий параграф Следующий параграф >>
Оглавление