Длина звуковой волны, ее частота и скорость распространения диагностического ультразвука

Звук в современных УЗИ аппаратах образуется в результате подачи тока на пьезоэлектрические кристаллы (расположены в головке датчика), на поверхности которых формируются колебания звука, т.е. происходит преобразование электрической энергии в механическую. Звук с датчика распространяется по тканям и органам, вызывая периодическое сдавливание и разрежение молекул среды. После взаимодействия с тканями, звук возвращается к датчику (встроенный ресивер), сигналы которого анализируются компьютером и выводится на экран.

Длина волны (λ) – расстояние между каждой компрессией и разрежением тканей, это дистанция проходящая в течение одного цикла.

Частота ультразвука – количество повторений длины волны (одного цикла) в 1 секунду, выражается в герцах (Hz). Если в одну секунду происходит повторение одного цикла, то частота звука составляет 1 герц (Hz), повторение 1.000 и 1.000.000 циклов в секунду именуется как 1 килогерц (kHz) и 1 мегагерц (MHz), соответственно.

Ухо человека способно различать звук с частотой в пределах 20-20.000 герц. При ультразвуковом исследовании используются частоты в диапазоне 2-15 мегагерц (MHz) и выше, частота данного звука значительно превышает простые способности человека его расслышать. Более того, при проведении специализированных глазных, дерматологических и микровизуальных процедур, может быть использована частота ультразвука в районе 20-100 мегагерц (MHz).

При условии, что скорость звука в среде остается постоянной, частота и длина волны обратно пропорциональны. Что касается скорости распространения ультразвука в мягких тканях, она примерно одинакова, и составляет около 1540 м/сек и не зависит от частоты (см. таблица 1-1.). Использование более высокой частоты при УЗИ, ведет к снижению длины звуковой волны. Общая тенденция состоит в том, что более высокая частота звука и более короткая длина волны дают лучшее разрешение. Взаимосвязь между скоростью, частотой и длиной волны может быть обобщена в следующих измерениях: Скорость (м\сек) = частота (цикл\сек) х длина волны (м). Длина волны для широко используемых датчиков может быть определена используя выше приведенное измерение (таблица 1-2).

Скорость распространения диагностического ультразвука зависит от физических свойств тканей, определяется первично сопротивлением тканей к компрессии, ее обуславливают такие показатели как плотность и эластичность (жесткость). К счастью, скорость распространения звука в мягких тканях тела приблизительно одинакова, ее среднее исчисление составляет порядка 1540 м/сек.

Предположение о постоянной скорости распространения легло в основу измерения расстояний и глубины отражающей поверхности. Глубина отражающей поверхности определяется по следующей формуле: Скорость (1540 м/сек) х Х х время прохождения (миллисекунды) х 1 сек/1000 миллисекунд/2 = глубина (метры), где Х – время прохождения импульса туда и обратно в миллисекундах. Существует некоторая разница в скорости прохождения ультразвука через ткани, так в жировых тканях она несколько меньше общепринятой и составляет 1450 м\сек, исходя из этого может возникнуть ошибочное исчисление глубины. Данный феномен именуется как ошибка в скорости распространения (speed propagation error), что может вносить вклад в формирование некоторых артефактов.

Когда ультразвук сталкивается со средами, скорость распространения в которых сильно отличается от средней (пр. газ 331 м/сек, кость 4080 м/сек), это ведет к формированию высокого отражения с формированием ревербационных и теневых артефактов (reverberation and shadowing artifacts). В организме важную роль играет выраженное сопротивление на границах мягких тканей с костью и мягких тканей с воздухом.

Отражение и акустическое сопротивление диагностического ультразвука

Изображение на мониторе УЗИ аппарата формируется благодаря отраженному эху. Для образования возвращающегося эха, отражающая поверхность должна находиться под углом 90 градусов относительно пучка ультразвука, изменение угла отражающей поверхности ведет к отклонению пучка от датчика и это не вносит вклад в формирование изображения. Исходя из этого, сканирование органов под различными углами способно улучшить качество изображения и повысить диагностическую ценность ультразвукового исследования (вывод различных поверхностей строго перпендикулярно к пучку ультразвука). Поверхности достаточно большие по отношению к пучку звука известны как зеркальные отражатели (specular reflectors).

Акустическое сопротивление (acoustic impedance) – различная способность тканей к отражению и передачи импульса ультразвука, оно определяется особенностями тканей и лежит в основе формирования изображения на экране УЗИ аппарата. Акустическое сопротивление может определяться следующими измерениями: Акустическое сопротивление (Z) = скорость (u) х плотность тканей (p).

Амплитуда возвращающегося эха пропорционально различию в акустическом сопротивлении между двумя тканями, когда пучок звука проходит через их поверхность. Существует только малое различие в акустическом сопротивлении между мягкими тканями (Таблица 1-3). Это идеально для целей визуализации, т.к. только малый процент пучка звука отражается от поверхности, тогда как большая часть передается и доступна для визуализации глубоких структур.

Кость и глаз имеют высокое и низкое акустическое сопротивление, соответственно. Воздух менее плотен и более сжимаем, чем мягкие ткани, и передает звук с низкой скоростью. Кость более плотная и менее сжимаема чем мягкие ткани и передает звук с высокой скоростью.

Далее в таблицах представлены некоторые данные по скорости, частоте, акустическому сопротивлению и отражению диагностического ультразвука.

Таблица 1-1. Скорость звука в тканях тела. (Источник таблицы: Small Animal Diagnostic Ultrasound, Third Edition)

Таблица 1-2. Обычно используемая ультразвуковая частота (Источник таблицы: Small Animal Diagnostic Ultrasound, Third Edition).

Таблица 1-3. Акустическое сопротивление (Источник таблицы: Small Animal Diagnostic Ultrasound, Third Edition)

*Акустическое сопротивление (Z) = ×106 kg/m²-sec.

Таблица 1-4. Отражение звука от различных поверхностей (Источник таблицы: Small Animal Diagnostic Ultrasound, Third Edition).

Рассеивание и преломление (рефракция)

Большая часть изображений на экране ультразвукового монитора формируется внутренней разницей в сопротивлении (отражении) различных тканей, а не от больших зеркальных отражателей (пр. поверхность органа). Данный феномен именуется как диффузное отражение или незеркальное отражение, и не зависит от угла прохода луча ультразвука. Акустическое сопротивление, по сравнению с зеркальным отражением, очень мало, и возвращающееся эхо может анализироваться только на фоне значительной исходной величины. Данный вид эха отображает текстуру паренхимы органов брюшной полости, но может не представлять актуальную анатомию (макро- или микро-). Отражение ультразвука на уровне паренхимы органов вносит вклад в рассеивание, и значительно увеличивается с повышением частоты датчика.

Рефракция (преломление) – изменение направления пучка на границе различных сред. Данный феномен может развиваться в период прохождения диагностического ультразвука из одной среды в другую, что ведет к отклонению пучка между различными поверхностями под косым углом. Это может вести к формированию артефактов несоответствующей локализации. Также, преломление вкупе с отражением, может вести к истончению пучка, формированию зон с плохим эхо сигналом (латерально или дистальной к закругленным структурам, таких как желчный пузырь или кисты). Данный эффект именуется как краевая тень (edge shadow).

Истощение (ослабление) диагностического ультразвука

Пучок диагностического ультразвука направляется в тело как акустическая энергия, исчисляется как акустическая сила (P) и выражается в ваттах (W) или милливаттах (mW) в единицу времени, или исчисляется в интенсивности (I) которая равняется количеству ватт на определенную площадь (W/cm²). Истощение – общий термин, который описывает уменьшение акустической энергии при прохождении звука через ткани. Истощение звука обычно определяется в децибелах (dB), нежели чем в интенсивности или силе. Эхо возвращающееся к датчику ослабляется сходным с выше описанным образом.

Истощение диагностического ультразвука определяется следующими факторами: абсорбция (heat loss), отражение и рассеивание звукового пучка. Абсорбция развивается в момент преобразовании энергии ультразвука в тепловую энергию, первично за это ответственно трение между молекулами. Производство тепла при УЗИ незначительно, но сей факт рассматривается при оценке безопасности данного вида исследования.

Степень истощения ультразвука во многом зависит от его частоты, более высокая частота обуславливает более значительное истощение (по сравнению с более низкой). Данный факт означает, что попытки улучшить разрешение посредством повышения частоты необратимо снижают проникновение (глубину). Это очень важная концепция, т.к. диктует выбор датчика, контроль TGC и значения мощности сигнала. Истощение в мягких тканях приблизительно одинаково и составляет порядка 0.5 dB/cm/MHz.

Темные зоны при УЗИ органов обычно отмечаются дистально к зонам с высоким ослабляющим эффектом, тогда как светлые зоны (улучшение, усиление), наблюдаются дистально к тканям с низким истощением звука (пр. жидкость). Некоторые болезненные процессы (пр. липидоз печени) ведут к аномальному истощению ультразвука в мягких тканях.