Проблемы метрологического обеспечения ультразвукового диагностического оборудования

Изм.

Лист

№ докум.

Подпись

Дата

Лист

3

ОГУ 12.03.04.1017.003 ПЗ

 Разраб.

Вербовский С.В.



 Провер.

Зеркалов И.А.







 Н. Контр.

Тумашева А.Г.

 Зав. каф.

Канюков В.Н.



Проблемы метрологического обеспечения ультразвукового диагностического оборудования

Лит.

Листов

72

ФизФ, З12БСТ(б)ИДМБ



 В  К  Р





Изм.

Лист

№ докум.

Подпись

Дата

Лист

4

ОГУ 12.03.04.1017.003 ПЗ

 Разраб.

Вербовский С.В.



 Провер.

Зеркалов И.А.







 Н. Контр.

Тумашева А.Г.

 Зав. каф.

Канюков В.Н.



Проблемы метрологического обеспечения ультразвукового диагностического оборудования

Лит.

Листов

72

ФизФ, З12БСТ(б)ИДМБ



 В  К  Р

Министерство образования и науки Российской Федерации



ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ
ОБРАЗОВАТЕЛЬНОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ВЫСШЕГО ОБРАЗОВАНИЯ
«ОРЕНБУРГСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ УНИВЕРСИТЕТ»



Физический факультет



Кафедра медико-биологической техники





ВЫПУСКНАЯ КВАЛИФИКАЦИОННАЯ РАБОТА



Направление подготовки 12.03.04 - Биотехнические системы и технологии



Проблемы метрологического обеспечения ультразвукового                    диагностического оборудования



Пояснительная записка



Сегодня я хочу вам рассказать одну вещь

ОГУ 12.03.04.1017.003 ПЗ



























Заведующий кафедрой

доктор мед наук, профессор       

   



В.Н. Канюков

Руководитель

преподаватель кафедры МБТ       	





И.А. Зеркалов

Студент       

С.В. Вербовский



                             	

                                                              

Оренбург 2017





Утверждаю
заведующий кафедрой

медико-биологической техники

__________________ В.Н. Канюков

«____»___________________2017г.





ЗАДАНИЕ



на выполнение выпускной квалификационной работы



студенту Вербовскому Сергею Владимировичу

по направлению подготовки 12.03.04 Биотехнические системы и технологии

1 Тема ВКР «Проблемы метрологического обеспечения ультразвукового диагностического оборудования»

2 Срок сдачи студентом ВКР «02» июня 2017 г.

3 Цель и задачи ВКР Раскрыть проблему метрологического обеспечения УЗИ аппаратов в современных ЛПУ  

1 Изучить основную нормативно-правовую базу.

4 Исходные данные к ВКР нормативная документация 

5 Перечень вопросов, подлежащих разработке: 

1 Метрологическое обеспечение. 

2 Диагностическое УЗИ оборудование.

3 Методы контроля УЗИ-аппаратов.

4 Проблемы законодательной метрологии.





Дата выдачи и получения задания



			           	

Руководитель ВКР  «23» января 2017 г. 



              

И.А. Зеркалов

Студент                  «23» января 2017 г.





С.В. Вербовский



Аннотация





Тема данной дипломной работы - «Проблемы метрологического обеспечения ультразвукового диагностического оборудования» — в рамках которой были рассмотрены основные проблемы метрологического обеспечения УЗИ-аппаратов, а также проанализированы основные проблемы в законодательной метрологии и предложены пути улучшения данной сферы.

Задача состоит в изучении и уточнении теоретических и законодательных положений о метрологическом контроле в современных лечебных учреждениях, систематизация российского и зарубежного опыта в данной сфере, выделение проблем развития законодательной метрологии в Российской Федерации, а также предложение рекомендаций по совершенствованию в данной сфере.

Исходя из поставленной задачи, в дипломной работе последовательно рассмотрены ряд вопросов, такие как история появления и становления УЗИ-диагностики, история метрологии, виды метрологического контроля, в приложениях приведены статьи, доказывающие наличие проблемы в современной метрологии. Выявлены основные проблемы и предложены пути решения.

Работа содержит 72 листа текста, в том числе 12 рисунков, 3 таблицы и 2 приложения. 









































The summary





The theme of this thesis - «Problems of metrological assurance of ultrasound diagnostic devices,» in which were discussed the main problems of metrological assurance of ultrasound machines and analyzed the main problems of legal Metrology and suggested ways to improve this sector.

The challenge is to examine and clarify the theoretical and legislative provisions on metrological control in modern medical institutions, the systematization of Russian and foreign experience in the given sphere, allocation of problems of development of legal Metrology in the Russian Federation, as well as offer recommendations for improvement in this area.

Based on task, the thesis work has consistently addressed a number of issues, such as the history of the emergence and formation of ultrasound diagnosis, the history of Metrology, types of the metrological control, in the applications given in the article to prove the existence of problems in modern Metrology. The basic problems and proposed solutions.

The work contains 72 pages, including 12 figures, 3 tables and 2 applications.





































Содержание



  

Введение…………………………………………………………………….

6

1 История ультразвука в медицине………………………………………

8

    1.1 Физические основы акустики……………………………………….

9

    1.2 Физические аспекты ультразвука, нашедшие применение в медицине……………………….………………………………………….......



10

    1.3 Методы получения эхографического изображения. Получение ультразвуковых колебаний………………………………………………..



14

    1.4 Основные методы эхолокации, применяемые в медицине………..

15

2 Ультразвуковая диагностическая аппаратура………………………….

20

    2.1 Виды и типы ультразвуковых диагностических устройств.……..

20

    2.2 Отличие экспертного УЗИ от традиционного…………………….

25

    2.3 Ультразвуковые датчики…………………………………………….

26

3 Метрологическая система……………………………………………….

32

3.1 Краткая история метрологии …………………………………………

32

    3.1 Государственная поверочная схема ………………………………

35

	     3.2 Специальный эталон………………………………………………..

36

     3.3 Состав государственного специального эталона…………………

38

     3.4 Основные метрологические характеристики ГЭТ 169-2005……

40

     3.5 Рабочие средства измерений, ИМУ-4ПМ…………………………

42

     3.7 Требования безопасности и методы текущего контроля……….

47

     3.8 Контроль технического состояния на месте эксплуатации…….

49

     3.9 Проверка параметров акустического выхода……………………

49

     3.10 Общие указания по оценке качества визуализации……………

50

4 Проблемы метрологического обеспечения ультразвукового диагностического оборудования…………………………………………………



53

Заключение………………………………………………………………….

59

Список использованных источников……………………………………...

61

Приложение А Статья ……………………………………………………..

63

Приложение Б Статья ……………………………………………………..

66



















Введение





В настоящее время одними из важнейших направлений социальной политики являются вопросы повышения качества и продолжительности жизни. Сейчас наша страна вернулась к той же средней продолжительности жизни, какая была в царской России 100 лет назад. Существует множество причин, обуславливающих такое положение дел, но одной из основных является неудовлетворительное, если сказать мягко, состояние дел с правильностью постановки диагнозов. В докладе главного терапевта страны Александра Чучалина на первом национальном конгрессе терапевтов «Новый курс: консолидация усилий по охране здоровья нации» (Москва, 2006 г.) прозвучали данные, свидетельствующие об этой проблеме. Практически каждый третий диагноз ставится отечественными врачами не верно. Для сравнения: в США процент врачебных ошибок составляет 4 %, в Великобритании – 5 %, во Франции – 3 %. По данным Института пульмонологии Академии медицинских наук, вследствие врачебных ошибок, в т.ч. из-за постановки неверных диагнозов, ежегодно в нашей стране гибнет от 40 до 60 тысяч пациентов.

Именно поэтому ультразвуковые методы исследований и лечения за последние десятилетия находят все большее распространение в самых различных областях медицины в физиотерапии и диагностике, хирургии и экстракорпоральной литотрипсии. Близость параметров (плотности, упругости) тканей человеческого тела соответствующим параметрам воды предопределяет использование хорошо разработанных гидроакустических методов воздействия и измерений в здравоохранении.

		Гидроакустические методы наиболее эффективны для лечения и диагностики в диапазоне частот от единиц до десятков мегагерц, и гидроакустические воздействия в этом диапазоне часто называют «медицинским ультразвуком». Активное применение ультразвука привело к созданию сложных медицинских диагностических приборов и лечебных аппаратов, эффективность работы которых зачастую зависит от своевременного контроля технического состояния этой аппаратуры. Характеристики гидроакустического поля, генерируемого ультразвуковым медицинским оборудованием, определяют не только его основные параметры, но и являются важным показателем с точки зрения обеспечения безопасности пациента. Именно поэтому необходимость гидроакустических измерений в диапазоне частот, соответствующем «медицинскому ультразвуку», трудно переоценить.

		В данной работе рассматриваются общие принципы работы медицинского ультразвукового диагностического оборудования, метрологические прослеживаемые акустические параметры, характеризующие ультразвуковое излучение, методики их измерения, вопросы безопасности и методы её контроля, а также методы текущего контроля технического состояния ультразвуковых сканеров.

		Более подробно рассматривается Государственная поверочная схема для средств измерений мощности ультразвукового излучения в воде в диапазоне частот от 0,5 до 12 МГц, позволяющая осуществлять метрологический контроль одного из важнейших параметров ультразвукового излучения.

		Предложены пути решения современной метрологической проблемы «медицинского ультразвука».



































































1 История  ультразвука в медицине 





Изучение принципов ультразвуковой диагностики предполагает знание элементарных теоретических основ акустики. Предположение о том, что причиной безошибочного полета летучих мышей в темноте являются неслышимые человеческим ухом звуковые колебания, высказал в конце шестнадцатого века итальянский ученый Спаланцани, однако, для того чтобы ее подтвердить на практике понадобилось еще полтора столетия. Официальная история изучения ультразвуковых волн берет свое начало в 1880 году, когда выдающийся физик Пьер Кюри, работая вместе с братом Жаком, открыл явление пьезоэффекта. Суть этого явления заключается в появлении на гранях кварцевой пластинки при ее сжатии электрических зарядов. Через год это явление, получившее название прямого пьезоэффекта, было теоретически обосновано другим французским ученым Г. Липманом, который также описал и принцип обратного пьезоэффекта -деформации пьезоматериала под действием разности электрических потенциалов. В течение нескольких десятилетий эти открытия не получали должного признания и применения. Лишь в 1916 году начинается практическое применение ультразвукового устройства – на подводных лодках устанавливаются первые ультразвуковые эхолокаторы для обнаружения кораблей противника.

 В 1929 году российским исследователем С.Я. Соколовым были заложены основы ультразвуковой дефектоскопии в технике и промышленности (обнаружение скрытых дефектов в металлических изделиях, бетонных блоках и т.п.). Для этого создаются специальные ультразвуковые устройства, послужившие впоследствии прототипами медицинских диагностических аппаратов. С их помощью и были произведены отдельные попытки получения ультразвуковой информации о состоянии внутренних органов человека. Вскоре появляются первые, относительно простые по устройству медицинские аппараты, работающие в одномерном режиме. Они сделали возможным в эксперименте и клинической практике увидеть изображение камней желчного пузыря, зарегистрировать смещение срединных структур головного мозга при наличии в полости черепа гематомы или опухоли и др. В середине 50-х годов начинается успешное применение ультразвукового диагностического метода в офтальмологии, публикуются первые работы по диагностике опухолей молочной железы. Это время отмечено появлением аппаратов, дающих двумерное (В-метод) изображение внутренних органов (ультразвуковую томограмму), а также теоретическими и экспериментальными исследованиями применения доплеровских систем в диагностике.

В течение следующих двух десятилетий аппаратура значительно совершенствуется, создаются устройства «серой шкалы», дающие изображения с большим количеством деталей и тонкими градациями структуры, разрабатываются первые модели аппаратов быстрого сканирования (в реальном масштабе времени). Постепенно формируется облик современного ультразвукового диагностического аппарата, оснащенного большим количеством сменных датчиков, имеющего встроенные блоки для измерений, расчетов различных биологических параметров и, наконец, систему компьютерной обработки изображения.





1.2 Физические основы акустики





 Область физики которая изучает колебательные движения в упругих (твердой, жидкой и газообразной) средах, называется акустикой. Акустика первоначально возникла как наука, исследующая звуковые колебания слышимые человеческим ухом. Но, в настоящее время предметом изучения акустики являются и другие механические колебания, которые человеческое ухо не способно воспринимать из-за очень низкой (инфразвук) или высокой (ультразвук) и сверхвысокой (гиперзвук) частоты.

Ультразвуковая волна - это звуковые колебания, превосходящие по частоте определенный порог. Диапазон слышимости звука у человека составляет от 20 до 20 000 Гц. Диапазон черно-белого изображения ультразвука (режим серой шкалы) от 2 до 15 МГц, доплеровские частоты несколько ниже.

В диагностической аппаратуре применяется лишь относительно небольшой участок ультразвукового диапазона. Это обусловлено тем, что  колебания  высокой частоты не могут глубоко проникать в ткани, а низкие частоты не дают нужного качества изображения из-за низкого разрешения. Самые высокие рабочие частоты имеют датчики применяемые в  офтальмологических аппаратах, низкие - ультразвуковых  остеометров и синускопов.

Звуковыми, а также ультра-, гипер- или инфразвуковыми - в зависимости от частоты называют колебания, которые распространяются в виде продольной волны. Продольная волна представляет собой периодически повторяющиеся перемещения частиц среды вперед-назад от положения равновесия. При этом, одни частицы среды толкают другие, находящиеся перед ними и возвращаются на место. Такая волна называется продольной, поскольку перемещение частиц среды происходит по направлению воздействия источника возмущения, в поперечной волне направление колебаний частиц перпендикулярно действующей силе.

Колебательные движения описываются числовым значением ряда  параметров: частоты колебаний, амплитуды, длины волны, периода и др.

В тканях тела распространяются только продольные волны, которые представляют собой возвратно-поступательные перемещения частиц  среды. Так как продольная волна представляет собой чередующиеся зоны разрежения и сжатия вещества среды, частота колебаний является числом сжатий и разрежений в единицу времени. Измеряется эта величина в герцах (1 Гц = одному сжатию + разрежению за одну секунду). Период колебаний - это время, за которое происходит одно сжатие и одно разрежение, т.е. величина, обратная частоте колебаний. 



Т= 1/f,                                                         (1)



где Т — период колебаний, с; 

       f —частота колебаний, Гц. 



Длина волны характеризуется расстоянием между двумя соседними участками с одинаковой степенью разрежения или сжатия. Это расстояние проходит волна за период одного колебания.

 Длина волны, частота, период и скорость распространения колебаний связаны между собой простой зависимостью:



X = v/f = vT,                                                   (2)



где X —длина волны, м; 

       v - скорость распространения волны, м/с;

       f - частота колебаний, Гц; 

       Т- период колебаний, сек, т.е.           

  

 f X  =  v.                                                         (3)



При постоянной скорости звука эти величины обратно пропорциональны. При уменьшении частоты длина волны увеличивается, и наоборот.

 Скорость распространения волны можно  определить как расстояние, пройденное волной в среде за одну секунду. Этот параметр зависит в основном от свойств среды (плотности, однородности) и лишь в небольших пределах от изменения температуры. Температура тела человека является практически постоянной величиной, ее колебания в несколько десятых долей градуса существенно не влияют на скорость ультразвука.





1.3 Физические аспекты ультразвука, нашедшие применение в    медицине





Скорость, с которой ультразвук распространяется в среде, зависит от свойств этой среды, в частности, от ее плотности. Скорость распространения ультразвука в тканях человека при температуре 37° С равна 1540 м/с. Для скорости ультразвука 1540 м/с, длина волны составляет 0,44 мм на частоте 3,5 МГц, около 0,3 мм на частоте 5 МГц. 

Если плотность, структура и температура одинаковы по всей среде, то такая среда называется гомогенной. В гомогенной среде волны распространяются линейно. Различные среды обладают различными свойствами, из которых для нас особенно важен акустический импеданс. Акустический импеданс равен произведению плотности среды на скорость распространения в ней звука и характеризует степень сопротивления среды распространению звуковой волны. Скорость распространения ультразвуковой волны в тканях практически постоянна, поэтому в эхокардиографии акустический импеданс — лишь функция плотности той или иной ткани. Разные ткани: миокард, перикард, кровь, створки клапанов и т. д. - имеют разную плотность. Даже при незначительном различии плотностей между средами возникает эффект «раздела фаз». Ультразвуковая волна, достигшая границы двух сред, может отразиться от границы или пройти через нее. 

При этом: 

угол падения равен углу отражения; 

из-за различий акустических импедансов сред угол преломления не равен углу падения.

Чем меньше угол падения (т. е. чем ближе направление распространение звуковой волны к перпендикуляру), тем больше доля отраженных звуковых волн. 

Доля отраженного ультразвука определяют три основных фактора: 

разность акустического импеданса сред — чем больше эта разность, тем больше отражение; 

угол падения — чем ближе он к 90°, тем больше отражение; 

соотношением размеров объекта и длины волны — размеры объекта должны быть не менее 1/4 длины волны. Для измерения меньших объектов требуется ультразвук с большей частотой (т. е. с меньшей длиной волны).

Пространственная разрешающая способность метода  определяет расстояние между двумя объектами, при котором их еще можно различить. Например, частота 2,0 МГц дает разрешающую способность в 1 мм. Однако, чем выше частота, тем меньше проникающая способность ультразвука (глубина проникновения): тем легче происходит его затухание. Таким образом, важно найти оптимальную частоту, которая дает максимальную разрешающую способность при достаточной проникающей способности. В таблице 1 приведены значения «половинного затухания» для разных сред, т. е. расстояния, на которых ультразвуковые волны с частотой 2,0 МГц теряют половину своей энергии.









 

Таблица 1 - Значения половинного затухания ультразвуковых волн с частотой 2,0 МГц в различных средах



Среда

Расстояние, м

Вода

3,8

Кровь

0,15

Мягкие ткани (кроме мышц)

0,1—0,5

Мышечные ткани

0,06—0,1

Кости

0,07—0,02

Воздух

0,008

Легкие

0,005



 Структуры, в которых происходит полное затухание ультразвуковых волн, иными словами, через которые ультразвук не может проникнуть, дают позади себя акустическую тень (shadоwing).

Амплитуда колебаний представляет собой расстояние, на которое колеблющиеся частицы среды отклоняются от положения покоя. Величина амплитуды зависит от упругих свойств среды и от мощности ультразвуковой волны. Мощность ультразвуковой волны — это энергия, которая передается через окружающую излучатель поверхность в единицу времени. Данный показатель измеряется в обычных единицах мощности — ваттах (Вт).

Однако, более важной для живых тканей характеристикой является интенсивность ультразвукового излучения, которая определяется как мощность, приходящаяся на единицу площади (Вт/м2 или Вт/см2). Для полной уверенности в отсутствии побочных воздействий ультразвука на организм этот показатель не должен превышать 0,05 Вт/см2.

Распространение продольной волны в тканях не сопровождается переносом массы вещества в пространстве, но приводит к переносу энергии. Количество переносимой энергии по мере распространения волны уменьшается, так как происходит ее отражение и поглощение с переходом механической энергии в тепловую. Этот эффект, совершенно незначительный при малых уровнях интенсивности диагностического ультразвука, является основным действующим фактором в физиотерапевтических ультразвуковых устройствах. Глубина проникновения волны определяется не только мощностью, но и частотой ультразвуковых колебаний, а также свойствами упругости среды,  в которую они излучаются. С одной стороны, чем меньше длина волны, (т.е. выше частота), тем более направленным, сфокусированным, будет излучение; с другой — чем выше частота колебаний, тем меньшей будет глубина проникновения ультразвуковой волны в ткани тела. Большие частоты поглощаются быстрее, чем меньшие. Низкие частоты лучше проникают в ткани. Большое значение имеет контакт кожи, геля и датчика. Если изучаемый объект расположен слишком поверхностно, для данного типа датчика можно использовать специальную прокладку.

Используемые в диагностических целях частоты ультразвука (примерно в диапазоне от 2 до 15 МГц) позволяют получить узкие пучки ультразвукового излучения, проходящие с небольшим расхождением через ткани организма человека. Уменьшают расхождение ультразвукового луча специальные «фокусировочные линзы». При этом, частоты от 2 до 3,5 МГц обеспечивают визуализацию на глубине более 15 см, а датчик с рабочей частотой 7,5 МГц обеспечивает визуализацию только поверхностно расположенных структур организма (не более 5 см). При больших частотах длина волны меньше. Более короткие волны позволяют различать отражающие объекты, расположенные на более близком расстоянии. Следовательно, при использовании более высоких частот разрешение выше, но меньше проникающая способность.

Ткани могут поглощать (преобразовывать в тепло), преломлять (сгибать подобно световым волнам), рассеивать и отражать звуковые волны. Отражение может быть диффузным (как на проекционном экране) или зеркальным (как в зеркале).

Отражение ультразвуковой волны составляет основной принцип действия современной диагностической ультразвуковой аппаратуры, работающей в режиме эхолокации. Часть направленной вглубь тканей энергии ультразвуковой волны отражается на границе неоднородностей внутренней структуры органов и тканей организма и вызывает микродеформацию пьезоэлемента датчика и появление в нем (по принципу прямого пьезоэффекта) электрического импульса, несущего информацию о внутреннем строении исследуемой области.

При близких значениях акустических сопротивлений большая часть ультразвуковой энергии проходит через границу двух сред. Однако современная аппаратура способна воспроизводить на экране отражение менее 1 % ее мощности. Отражение будет прямо пропорционально разности акустического сопротивления на границе раздела двух неоднородных сред (тканей). Акустическое сопротивление зависит от плотности ткани и скорости распространения в ней ультразвука. Оно выражается формулой:



Z = Pс                                                              (4)



где Z - акустическое сопротивление кг/м2/с; 

       Р - плотность среды кг/м3;

       с - скорость распространения ультразвука, м/с. 



Коэффициент отражения легко определить, если известны акустические сопротивления первой и второй сред:



Ra = Z2-Z1/Z2+Z1                                               (5)



где Ra - коэффициент отражения по амплитуде;

       Z1 и Z2 - акустические сопротивления сред. 



Понятно, что чем больше разница между акустическими сопротивлениями двух сред, тем большая часть энергии волны отразится на их границе. Именно поэтому при проведении исследования так важно создать акустическую прослойку между датчиком и кожей, нанеся специальную контактную смазку, хорошо проводящую ультразвуковые колебания и тем самым свести к минимуму их отражение. Малейшая воздушная прослойка приводит к почти полному отражению ультразвуковой волны и невозможности получения какой-либо диагностической информации.

Поглощение характеризует количество энергии ультразвуковой волны, которое теряется в пересчете на определенный объем ткани, через которую проходит волна. Этот пропорциональный процесс: определенная доля энергии теряется при прохождении звука на данную глубину. Скорость потери также обратно пропорциональна частоте: чем больше частота, тем быстрее происходит потеря. Децибелы определяют энергию звука в логарифмической шкале, поэтому утрата примерно 3 дБ обозначает, что звуковая энергия стала слабее в 2 раза. Скорость поглощения зависит от типа ткани и в среднем составляет примерно 1 дБ/см/МГц. Следовательно, для волны с частотой 5 МГц теряется от 2,5 до 5 дБ/см звуковой энергии, т.е. половина энергии волны на каждый сантиметр.





1.4 Методы получения эхографического изображения. Получение ультразвуковых колебаний





Для получения ультразвуковых колебаний в технических и медицинских аппаратах используется явление обратного пьезоэффекта - колебания пластинки из пьезоматериала под воздействием электрического тока.

Не меньшее значение для работы аппаратуры имеет и принцип прямого пьезоэффекта. Информация о внутреннем строении органов и тканей тела человека передается отражением от них ультразвуковой волны. При ее воздействии на пьезоэлемент датчика в нем образуются электрические заряды, которые после соответствующих преобразований образуют изображение на экране устройства.

Основной элемент датчика представляет собой тонкую пластину из материала, обладающего пьезоэлектрическими свойствами. В настоящее время материалом для этого служат не природные (кварц), а полученные искусственным путем материалы (титанаты свинца, бария и др.). При подведении к граням такой пластинки разности потенциалов происходит ее деформация — расширение или сжатие в зависимости от полярности электрического заряда. Это явление известно в физике как обратный пьезоэффект.

Частота колебаний пластины зависит от свойств материала, из которого она сделана, ее толщины и т.п. Чем тоньше пьезоэлемент, тем выше его резонансная частота.

Для частот от 10 до 15 МГц толщина пластины составляет всего несколько микрон (мкм). Время, в течение которого на пластину подается напряжение, измеряется миллионными долями секунды и лишь в течение этого времени пьезоэлемент является передающей антенной -излучает ультразвуковые колебания вглубь тканей. Созданная разность электрических потенциалов вызывает колебания пластинки из пьезоматериала, что служит источником ультразвуковой волны. Отразившаяся часть энергии волны вызывает деформацию пластины и появление  электрических зарядов на ее гранях.

 Часть энергии ультразвуковой волны отражается, проходя через границы тканей, имеющих различные акустические свойства и возвращается к пьезоэлементу, который в это время находится в состоянии покоя. Отраженная ультразвуковая волна вызывает компрессию пьезопластины и появление на ее гранях разности электрических потенциалов по принципу прямого пьезоэффекта. Пьезоэлемент датчика в это время работает как приемная антенна, а появившийся на пластине электрический заряд и является основной единицей построения изображения на экране.

 Наиболее часто используются следующие термины: ультразвуковое исследование, ультразвуковая диагностика, ультразвуковое сканирование, эхография, эхотомография, сонография, ультрасонография и распространенные сокращения — УЗИ (ультразвуковое исследование) и УЗД (ультразвуковая диагностика).

Из перечисленных терминов предпочтительными являются эхотомография, сонография и ультрасонография, так как первый из них описывает и метод исследования и тип получаемого изображения, а второй и третий традиционно используются в зарубежной литературе.

Определения «ультразвуковое исследование», «ультразвуковое сканирование» допустимы, но менее лаконичны и информативны, а понятие «ультразвуковая диагностика» должно применяться для обозначения не процесса исследования, а раздела диагностики или специальности врача. Поэтому, например, название «Кабинет УЗД» является более правильным, чем «Кабинет УЗИ», но наименование диагностической процедуры «УЗИ органов брюшной полости», а не «УЗД органов...».





1.5 Основные методы эхолокации, применяемые в медицине





В настоящее время такие названия метода, как двумерное и одномерное ультразвуковое исследование чаще заменяются сокращенными названиями А- и В-метод. Применение терминов, которые имеют в своем составе слова «сканирование» или «томография» допустимо лишь для описания исследования двумерным (В) методом.

При использовании других режимов их наименование фигурирует в описании исследования, например: ультразвуковая допплерография, цветное допплеровское картирование, или после названия «сонография», «ультразвуковое исследование» и др. указывается метод его проведения.

На сегодняшний день существуют 2 основных принципиальных варианта получения информации о внутренней структуре объекта с помощью ультразвука. Основным в настоящее время является метод эхолокации, который заключается в приеме отраженных по мере прохождения луча сигналов, их обработке в аппарате и выводе графической или структурной информации на экран.

Второй метод – трансмиссионный. Он не нашел широкого применения в медицинской аппаратуре, (за исключением остеометрических аппаратов и иммерсионных маммоскопов). Этот метод заключается в разделении передачи и приема сигнала. Излучатель и приемник располагаются друг напротив друга строго по одной оси, а исследуемый объект помещается между ними. Таким образом информация содержится не в отраженном сигнале, а прошедшем через объект пучке ультразвуковой энергии.

Принцип эхолокации реализуется на практике различными методами, среди которых  наиболее используемыми являются: А, В, D и их разновидности. Рассмотрим некоторые из них:

А-метод. Этот метод получил свое название от первой буквы английского слова amplitude (амплитуда). Сигналы, отразившись, воспроизводятся в виде пиков на горизонтальной оси экрана аппарата. Чем большее смещение вправо имеет изображение этого пика, тем дальше от датчика расположена зона отражения ультразвукового сигнала. Зная скорость распространения ультразвуковой волны в тканях тела человека, можно определить расстояние до этой зоны, разделив пополам (так как ультразвуковой луч проходит этот путь дважды) произведение времени возврата импульса на скорость ультразвука.

Разница в акустической плотности тканей характеризуется значением амплитуды на экране аппарата (качественно, а не количественно, так как невозможно учесть все потери энергии импульса на пути до зоны отражения и обратно). Тем не менее, амплитуда отраженного сигнала позволяет, в определенной мере, сделать заключение о характере препятствия на трассе ультразвукового луча. Несмотря на то, что аппарат, работающий в одномерном режиме, устроен относительно просто, а количество информации, получаемой с его помощью, ограничено, устройства этого типа и в настоящее время успешно применяются в некоторых областях медицины. Датчик аппарата, работающего в одномерном режиме, чаще всего имеет цилиндрическую форму (в виде толстого карандаша). В торце его рабочей поверхности расположен один неподвижный пьезоэлемент.

 М-метод (развертка одномерного изображения во времени). Название этого метода (М) является сокращением английского слова mоtiоn (движение). Иногда метод называется ТМ time-mоtiоn (время-движение). Он был предложен и нашел наибольшее применение в кардиологической практике, так как предназначен для исследования движущихся структур. Суть метода легко понять, представив себе, как ультразвуковой луч из датчика одномерного аппарата проходит через сердце. В этом случае на экране аппарата можно наблюдать перемещение амплитуд сигналов, отраженных от стенок камер и клапанов работающего сердца вправо-влево в зависимости от фазы его сокращения. Однако, измерять смещения этих амплитуд (т.е. определять величины колебаний) практически невозможно, так как изображение находится в постоянном движении.

В М-режиме изображение на экране повернуто на 90° градусов по отношению к тому, как воспроизводится А-методом. На экране оно более соответствует нормальным пространственным соотношениям: отраженные сигналы откладывается не на горизонтальной, а на вертикальной оси, причем, амплитуда изображается не пиком сигнала, а яркостью свечения точки в месте его отражения.

 Плоскость, на которую проецируется изображение, смещается во времени, подобно движущейся бумаге прибора с механической записью процесса, например,  электрокардиографа. На экране при этом воспроизводится график перемещения изучаемого объекта во времени. Изображение может быть остановлено («заморожено») для детального изучения и измерений параметров.

В настоящее время абсолютное большинство ультразвуковых исследований производятся аппаратами, работающими в режиме В-метода, название которого происходит от слова brightness (яркость). Этот метод называется также эхотомографией, методом двумерного ультразвукового исследования, или ультразвуковым сканированием и является наиболее информативным и употребительным практически во всех областях медицины. Перемещение ультразвукового луча может производиться поочередным включением пьезоэлементов датчика. 

Для регистрации и измерения параметров работы сердца обычно используют двойной режим работы аппарата (В+М) Справа на экране эхотомограмма сердца с изображением на ней пунктирной линией оси, по направлению которой в левой части экрана воспроизводится развертка одномерного сигнала во времени. Такой метод сканирования называется электронным сканированием. Датчик представляет собой ряд последовательно расположенных пьезоэлементов. Каждый из них (как при работе в А-режиме) воспроизводит изображение в виде точек, расположение которых на экране соответствует расстоянию до зоны отражени.......................