Метод двомірного сканування в в-режимі. Розрахунок двомірного узд

Метод двомірного сканування в В-режимі найбільш широко застосовується в апаратурі для медичної діагностики. Схожий в своїй основі на гідролокатор, цей метод відображення може також мати важливе значення в оцінці числа циркулюючих в крові газових емболів в період після декомпресії. По-режим заснований на пульсуючому порушенні ультразвукового перетворювача з таким розрахунком, щоб в тканину посилалися дуже короткі порції акустичної енергії.

Відео: Yльтразвуковое дослідження серця - парастернальна проекція по довгій осі - частина 1

В тканини частина енергії розсіюється або відбивається назад в сторону випромінює перетворювача, в якому ехосигнал відновлюється з механічного знову в електричний. Якщо акустична швидкість відома, то час повернення ехосигнала, виміряний від моменту посилки, відповідає відстані до об`єкта, що породжує цей сигнал. Амплітуда ехосигнала пов`язана з різкою зміною акустичного імпедансу [як це показано в рівнянні для визначення коефіцієнта відбиття]. У м`яких органах і тканинах, як правило, менше 1% посилається енергії відбивається на кордоні контактуючих поверхонь.

Незважаючи на те що швидкість поширення ультразвуку в м`язах, жировій тканині і крові кілька різна, на практиці її можна вважати сталою. Так, обрана середня швидкість (с), що дорівнює 1540 м / с. Отже, відстань, яку проходить ехосигнали, може бути визначено як:

R = ct, де R - відстань, яку проходить ехосігналом- t - час повернення сигналу з урахуванням часу його посилки. Оскільки сигнали, відбиті від найбільш віддалених об`єктів, повинні бути прийняті до передачі наступного акустичного імпульсу, швидкість поширення ультразвуку крізь тканини визначає верхня межа числа операцій передачі - приймання, що проводяться в одиницю часу. Наприклад, якщо об`єкти, які треба розглянути, розташовані на максимальній відстані R (см), то частота повторення акустичних імпульсів (ЧПІ) становитиме ЧПІ

швидкість поширення ультразвуку в повітрі і кістки і акустична щільність зазначених середовищ, безумовно, істотно відрізняються від таких у м`яких тканин. Тому зміна акустичного імпедансу при проходженні імпульсу ультразвуку через які межують поверхні цих середовищ будетбольше, а, отже, і вище амплітуда ехосигнала.

Акустичний імпеданс кістки в 2 рази вище, ніж у м`яких тканин, але в 2,7-104 нижче, ніж у повітря. Отже, на кордоні між тканиною і повітрям фактично вся підводиться акустична енергія відбивається, а різка зміна імпедансу служить феноменологічної основою ультразвукової детекції газових емболів, діаметр поперечного перерізу яких менше ширини акустичного пучка. Як було показано Evans (1977), тазові бульбашки з діаметром 10-300 мкм розсіюють ультразвук, який має частоту діагностичного діапазону (1-5 МГц), пропорційну їх площі перетину.

Двомірне сканування відбитого ультразвуку може бути отримано посиленням прийнятого ехосигнала і використанням його для модуляції інтенсивності катодного променя осцилоскопа. Запуск розгортки променя осцилоскопа збігається з часом передачі сигналу і за швидкістю пропорційний середній швидкості ультразвуку в тканини.

так отримують одномірний, або лінійне, відображення досліджуваної структури, в якій відстань від початку розгортки відповідає дальності цілі від перетворювача, а яскравість в кожній точці пов`язана з кількістю розсіюється енергії від конкретного об`єкта. Якщо початок одновимірної розгортки змінювати шляхом невеликих збільшень тривалості між двома наступними імпульсами озвучування в напрямку, перпендикулярному цій розгортці, то отримаємо стандартне ехокардіографічне відображення в М-режимі.
цей режим відображення дозволяє візуалізувати в часі розвиток цілей уздовж однієї конкретної просторової орієнтації.

Відео: SolidWorks переклад 2D в 3D.mp4

Двомірне томографічне зображення можна створити шляхом зміни позиції перетворювача або його орієнтації, або комбінації того й іншого. Початок розгортки, так само як її орієнтація на осциллоскопе, встановлюється для узгодження області і напрямки озвучування так, що безліч окремих ліній зображення в В-режимі, розсікають органмішень в різних точках, можуть бути отримані переміщенням перетворювача, що дає двомірне зображення. Отже, кожне томографічне зображення в В-режимі складається з безлічі приватних лінійних зображень.

оскільки число рядків, яке може бути зображено в одиницю часу, визначено залежністю, вираженої у формулі, то частота кадрів двомірного зображення в першу чергу залежить від загального числа складових це зображення рядків. Зазвичай для максимальної дальності мішені, що дорівнює 15 см, зображення, що складається з 160 рядків, може бути представлено зі швидкістю 30 кадрів в 1 с. Швидкість формування цього зображення досить висока, щоб зафіксувати нерухомим газовий емболії, що знаходиться в судинній системі. Аналогічно можуть бути вивчені і динамічні явища в серці: руху клапанів, скорочення міокарда.