Принципи конструювання систем УЗД, системи сканування зображення.

Випромінювачі та приймачі ультразвукових хвиль

Призначений для перетворення поступаючих на нього електричних сигналів в акустичні хвилі, які поширюються в середовищі, а також для прийому відбитих акустичних хвиль і їх зворотнього перетворення в електричні сигнали.

П¢ єзоелемент. Цей елемент заданого профіля виготовляють з п¢ єзоелектричної кераміки або пластичного матеріалу. Поляризований п¢ єзоелектричний елемент набуває властивість змінювати свою товщину пропорційно до електричної напруги, яка подається на його електроди. І навпаки, при механічній деформації п¢ єзоелемента по товщині на електродах виникає відповідна різниця потенціалів. Швидкість звуку 4000 м/с; Т(мм)»2/ f (Мгц)

Таким чином, ефективність передачі акустичної енергії в біологічну тканину при використанні плівкових перетворювачів з ПВДФ виявляється значно вище порівняно з перетворювачами з п¢ єзокераміки ЦТС.

Фокусування ультразвукового випромінювання можна здійснити різними методами. Для цієї мети можна використати а) п¢ єзокекрамічний випромінювач з вігнутою активною поверхеню; б) плоский випромінювач з кераміки у формі диска в поєднанні з акустичною лінзою; в) пертворювач з вігнутою поверхнею в поєднанні з дефокусуючою лінзою; г) два випромінюючих елемента, пучки яких перекриваються в певній області

Узгоджуючий шар. Використання узгоджуючоч покриття в вигляді тонкого шару дозволяє частково скомпенсувати згадувану раніше різницю хвилевих опорів п¢ єзокераміки та біологічної тканини та підвищити ефективність перетворення електричної енергії в акустичну.

Акустичний демпфер. Акустичний демпфер застосовується звичайно для підвищення механічної міцності та фіксування випромінюючого елемента. У тих випадках, коли необхідно отримати максимальну ефективність перетворення (високу добротність), вплив тильного навантаження повинен бути мінімальним, для чого в якості матеріалу демпфера бажано використати просте повітря. Акустична енергія, яка випромінюється в демпфер, повинна повністю поглинатись, і акустичні хвилі від торця демпфера не повинні відбиватись у зворотньому напрямку до випромінюючого елемента.

Корпус перетворювача. Він повинен бути електрично екранованим та акустично розв¢ язаним від випромінюючого елемента. В іншому разі динамічний діапазон перетворювача буде знижуватись або від акустичного “звону”, або під впливом електричних завад. Для цієї мети можна використати пластмасовий корпус з екрануючим шаром або металевий корпус з акустичною ізоляцією від випромінюючого елемента.

Електричне узгодження. Це часто застосовується для фільтрації низькочастотних мод коливаннь п¢ єзоелемента, а також для регулювання електричної добротності з метою досягнути найкращого співвідношення між чутливістю та роздільною здатністю.

Системи сканування:

- П¢ єзоелемент(одноелементний перетворявач)

- Багатоелементні перетворювачі

- луно-імпульсна система візуалізації

Методи сканування:

- Складне сканування

- Просте сканування

- Контактне сканування

- Автоматизоване сканування через водяний буфер

5.Принципи доплерівської УЗ діагностики. Сфери застосування.

Вся інформація в зошиті.

6.Опишіть типи розсіювачів, які існують в УЗ діагностиці.

Різноманітні типи розсіювання, класифіковані у відповідності з масштабом характерного розміру розсіюваної структури по відношенню до довжини хвилі в діапазоні частот, типової для ультразвукової вуалізації

Маштаб Частотна Інтенсивність Приклади взаємодії залежність розсіювання

a» f0 Висока Діафрагма, крупні Область геометричного сосуди, границі між розсіювання; променева костною і м’якою теорія для відображення тканинами, кісти, і заломлення орбіти ока а~ Змінна Середня Шорсткі поверхні Область стохатичного основний тип для розсіювання; більшості структур дифракційна теорія (враховуючи структури, вказані у двох інших категоріях) а« f4 Низька Кров, м’які Область релєвського тканини розсіювання

Область релєєвського розсіювання. Релєєвське розсіювання спостерігається на таких структурах, як кров (переважно на червоних кров’яних тільцях) і клітки у м’яких тканях (котрі дають вклад у частотну залежність розсіювання у тканинах). Інтенсивність розсіювання дуже слабка і пропорційна f⁴, причому кутовий розподіл розсіюванного поля достатньо однорідна, но розсіювання походить переважно у оберненому напрямку.

Область стохастичного розсіювання. Взаемодія подібного типу переважає у внутрішніх областях органів і оказує вплив на відображення ультрозвукових хвиль від границь розподілу (тобто від шорстких поверхонь). Розсіювання в цьому режимі характерезується частотною залежністю і усередненим кутовим розподілом, хоча із вимірювань для ряду тканин (таких, як печінка) випливає, що усереднене розсіюванне поле має більш виражену компоненту у прямому направленні. Стохастичне розсіювання сильно анізотропно, і інтерференція розсіяних хвиль призводить до флуктуацій енергії розсіюванного поля порядку 20-30 дБ в залежності від кута, місцерозположення, орієнтації і частоти.

7.Ендоскопічні системи одержання зображень. Принципи.

В склад систем для ендоскопічних досліджень входить власне ендоскоп, високоінтенсивний освітлювач і оптична система передачі зображення від ендоскопа до малогабаритної телевізійної камери, яка звичайно встановлюється на рухомому штативі. До складу системи входять також ВКП, відеомагнітофон і пристрої керування.

Власне ендоскоп є частиною системи, яка вводиться у внутрішні порожнини тіла людини. На дистальному (віддаленому від спостерігача) кінці ендоскопу розміщується об¢ єктив, який формує зображення, яке необхідно передати до окуляру, розміщеному на зовнішньому кінці ендоскопу. В об¢ єктивах ендоскопів використовують лінзові системи діаметром 1-1.5 мм, передаючі зображення при куті зору до 80-90°.

По способу передачі зображення від об¢ єктива до окуляра ендоскопи поділяють на дві групи: жорсткі і гнучкі. В жорстких ендоскопах передача зображення здійснюється за допомогою лінзової оптики, а в гнучких — по стекловолоконних джгутах.

Жорсткі ендоскопи дозволяють отримати кращу якість зображення, і в багатьох випадках не потребує заміни їх на гнучкі. Слід підкреслити, що жорстких ендоскопів завжди буде потрібно більше ніж гнучких. В зв¢ язку з цим вдосконаленню жорстких ендоскопів приділяють більше уваги. Для сучасних ендоскопів розроблені лінзові оптичні системи нового типу — стержневидні, які містять лінзи з товщиню, яка в багато раз перевершує їх діаметр. такі системи мають більш високі оптичні характеристики, більшу світлосилу. Використання стержневидної оптикидуже перспективно, хоча вартість приладів зростає.

Широке використання ендоскопічних методів діагностики вимагає покращення процеса навчання ендоскопістів і розробки методів документальної реєстрації процеса дослідження. З цією метою в даний час найбільш широко використовують малогабаритні ЦТП з відеомагнітофонами.

До складу телевізійного ендоскопу входять власне ендоскоп, освітлювач об¢ єкту, ЦТП з відеомагнітофоном і оптичний блок (адаптер), який розділяє зображення від ендосопа на окуляр і телевізійну камеру і для підєднання світловоду від освітлювача.

Розробка багатоканальних перетворявачів світло-сигнал, які зберігають інформацію про колір об¢ єктів що передаються, дозволила створити ЦТП з малогабаритними і легкими камерними головками, які вже практично замінили тритрубкові ЦТП вендоскопії.

Аналіз особливостей побудови і технічних параметрів ЦТП на одному перетворювачі світло-сигнал показує наступне.

З трьох методів кодування кольорової інформації (частотний, частотно-фазовий та індексний), використовуючих принцип просторового розділення мішені на елементи, кожен з яких передає певний колір, найбільш досконалим з точки зору передачі кольору по полю зображення є індексний тип на триниконі. В триніконі спотворення передачі кольору по полю зображення, обумовлені нерівномірністю глибини модуляції сигналів по полю зображення, неідеальністю спектральних характеристик кодуючих світлофільтрів), рухом об¢ єктів що передаються, зміною апертурної характеристики зі зміною освітленості, зведені до мінімуму шляхом ускладнення вузла мішені трубки. В передаючих трубках з частотним і частотно-фазовим методами кодування розділених по кольору зображеннь перераховані вище причини порушують баланс білого по полю зображення, оскільки в них інформація про одні кольори отримується з великих деталейц, а про другі — з маленьких. Їх широке застосування зумовлене відносною простотою конструкції трубки і використанням ряду метод компенсації спотвореннь передачі кольору, кожен з яких компенсує, як правило, спотворення, викликані лише однією причиною.

8.Сформуйте основні переваги та недоліки ендоскопічних систем у порівнянні з лінзовою оптикою.

Вся інформація в зошиті.

9.Чим обумовлено мазаїчність зображень в ендоскопії? Опишіть методи її усунення.

Мозаїчність структури — основний недолік, через який волоконні системи поступаються лінзовим. Мозаїчність викликає розривність зображення штриха і виникнення муарових картин, маскуючих дійсне зображення. Зняття мозаїчості структури не тільки призводить до підвищення більш ніж в два рази роздільної здатності джгута і збільшенню в шість разів об¢ єму передаваємої ним інформації, але і знижує помітність зломів окремих волокон і інших дефектів джгута.

Коливання зображення відносно пучка світловодів. Переваги методу усунення мозаїчності пучком світловодів, що коливаються настільки значні, що людина не відмовитися від його використання тільки із-за вказаного недоліку.

Мозаїчність усувається завдяки переміщенню пучка світловодів відносно зображення. Те ж досягається при переміщенні відповідно пучка світловодів при спостереженні на вихідному торці з такою ж системою, синхронно компенсуюче коливання зображення відносно волокон. Для цього у вхідного і вихідного кінців пучка світловодів розташовують плоскопаралельні скляні пластинки в системах прямого бачення або призми при боковому спостереженні.

Безструктурні пучки світловодів. Різними технологічними заходами реалізуються волоконні деталі (мал. б), у яких світлоізолюючі прослойки у торці звужуються до нуля, зберігаючись в решті по довжин жили. Цей метод, зменьшуючи значно мозаїчність зображення, роздільної здатності деталей не підвищує, але (згадаємо ефект трьох кілець) сприяє підвищенню коефіцієнта передачі; контрасту пучка світловодів.

Мікролінзи на торцях жил. В.Б. Вейнберг запропонував метод усунення мозачності зображення і підвищення світлопропускання волоконних деталей шляхом використання на вхідному і вихідному торцях кожної жили мікролінз (мал., в). Кривизна мікролінз і показник їх матеріалу з узгодженості апертур елементів системи вибираються такими, що любий промінь після мікролінз обов’язково попадає тільки на вхідний торець жили. На торці ж прослойок практично не попадає ні один промінь, тобто при використанні методу В.Б.Вейнберга при умові, збереження принципу узгодженості апертур весь коефіцієнт передачі контрасту пучка світловодів, а поскільки всі промені падають тільки на торці жил, то і коефіцієнт заповнення торця жилами можна рахувати рівним одиниці. Даний метод не збільшує роздільної здатності деталі, зате суттєво підвищує коефіцієнт передачі контрасту і світлопропускання корисного потоку світловодів.

Просторова оптична фільтрація структури. В пучку світловодів дефектні ділянки розташовані неупорядковано по полю деталі. Мозаїчна структура волоконних виробів підпорядковується суворому розподілу по всьому торцю і еквівалєнтна певній частоті штрихів. Для усунення мозаїчності застосовуються оптичні фільтри (так званий фазовий шумовий і амплітудний шумовий). При цьому зображення предмету 1 за допомогою об’єктиву 2 (мал.)

проектуються на вхідний торець деталі 3. Передане пучком світловодів зображення об’єктивом 5 проектуються на екран 6. Перед об’єктивом 5 розташовується фільтр 4, на підложці з розподілом профілю наноситься або прозоре (фазовий фільтр) або світлопоглинаюче (амплітудний фільтр) покриття.

Фільтр 4 в системі волоконна деталь-фільтр-об’єктив працює таким чином, що може змінюавати або коефіцієнт передачі контрасту системи при певній частоті штрихів або здатність пропускати певну частоту. Так, якщо мозаїчність данної волоконної деталі буде відповідати певній частоті штрихів то за допомогою фільтра система пучок світловодів -фільтр - об’єктив буде мати низький коєфіцієнт передачі контрасту при частоті або взаталі не пропустить цю частоту, тим самим повністю усунеться або зменьшиться мозаїчність зображення. Аналогічним методом вдається усунути (відфільтрувати) і дефекти волоконних деталей. Оптичний фільтр по суті є фільтром інформації, який затримує частину інформації, знижуючи об’єм, а також світлопропускання системи.

10.Основний принцип ренгенвської КТ, покоління систем та їх особливості.

Фізичні принципи КТ

Усі технології і методики візуалізації з використанням рентгенівських променів ґрунтуються на тому, що різні тканини послаблюють рентгенівські промені в неоднаковому ступені. При КТ рентгенівськими променями експонуються тільки тонкі шари тканини. Відсутнє нашарування інших тканин, які заважають отриманню їх чіткого зображення.

У процесі проходження крізь тканини рентгенівські промені ослабляються, частково із-за поглинання енергії, частково через розсіювання. Ослаблення можна описати слідуючим рівнянням:

I=I_о с^-µd,

де I - інтенсивність випромінювання, що було пропущено (випромінювання на виході із тканини), I_о - інтенсивність випромінювання, що падає (на вході в тканини), µ - так званий коефіцієнт повного лінійного ослаблення для тканини, d - це відстань, що пройшло випромінюванням крізь тканину (товщина тканини). Коефіцієнт ослаблення µ обумовлений атомним номером та електронною щільністю тканини. Чим вище атомне число та щільність електронів, тим вище коефіцієнт ослаблення. Таким чином, атомне число та щільність електронів – це два параметри, що зумовлюють якості тканини по ослаблення рентгенівського випромінювання. Необхідно враховувати, що коефіцієнт ослабления залежить також від енергії рентгенівських променів.

Вузькоколімований (обмежений) рентгенівський пучок сканує (переглядає) тіло пацієнта по колу. Проходячи через тканини, випромінювання послаблюється відповідно щільності і атомному складу цих тканин. По іншу сторону від пацієнта і трубки встановлена кругова система детекторів рентгенівського випромінювання, кожен з яких (а їхня кількість може досягати 1000 і більш) перетворюють енергію випромінювання в електричні сигнали. Ці сигнали трансформуються у цифровий код, що зберігається у пам'яті комп’ютера. Зафіксований сигнал відбиває ступінь ослаблення в певному напрямку. Обертаючись навколо пацієнта, рентгенівський випромінювач “переглядає” тіло під різноманітними ракурсами, в загальній складності під кутом 360° До кінця обертання випромінювача в пам'яті комп'ютера фіксуються сигнали від усіх детекторів.

За стандартними програмами комп'ютер переробляє отриману інформацію і розраховує внутрішню структуру об'єкту. Дані розрахунку виводяться на дисплей. Сучасні томографи дозволяють отримувати зображення дуже тонких шарів – товщиною від 1 до 5мм.

КТ – дослідження починається з цифрової проекційної томограми, що належить до пошарової візуалізації анатомічної ділянки. Проекційне зображення отримують переміщенням стола для дослідження із знаходящимся на ньому пацієнтом через пучок променів без обертання трубки та детекторів. Проекційне зображення використовується для обрання місця розташування зрізів - «анотація рівній зрізів».

Об’єм тканини, що підлягає під дослідження, можна представити поділеним на набір рівних по об’єму елементів, так званих вокселов. У пласкому зображені зрізу тканини (КТ-томограма) кожний воксел представляється плоскостним елементом (пікселом), а розмір та розташування піксела зумовлюється розміром та розташуванням воксела в плоскості сканування. Результат сканування виводиться на монітор. У зображенні на моніторі кожному пікселю відповідає певний відтінок сірої шкали чи яркості у залежності від ослаблення в вокселі, при цьому кістки – світлі, а жирова тканина –відносно темна.

Покоління комп'ютерних томографів: від першого до четвертого

Прогрес КТ томографів безпосередньо пов'язаний зі збільшенням кількості детекторів, тобто із збільшенням числа одночасно збираних проекцій.

Апарат 1-го покоління з'явився в 1973 р КТ апарати першого покоління були покроковими. Була одна трубка, спрямована на один детектор. Сканування вироблялося крок за кроком, роблячи по одному обороту на шар. Кожен шар оброблявся близько 4 хвилин.

У 2-му поколінні КТ апаратів використовувався віяловий тип конструкції. На кільці обертання навпроти рентгенівської трубки встановлювалося кілька детекторів. Час обробки зображення склало 20 секунд.

Третій покоління комп'ютерних томографів запровадило поняття спіральної комп'ютерної томографії. Трубка і детектори за один крок столу синхронно здійснювали повне обертання за годинниковою стрілкою, що значно зменшило час дослідження. Збільшилася і кількість детекторів. Час обробки і реконструкцій помітно зменшилася.

4-е покоління має 1088 люмінесцентних датчиків, розташованих по всьому кільцю гентрі. Обертається лише рентгенівська трубка. Завдяки цьому методу час обертання скоротилося до 0, 7 секунд. Але суттєвої відмінності в якості зображень з КТ апаратами третього покоління не має.

11.Опишіть принципи одержання зображення за допомогою томографії ЯМР (МРТ).

Магнітно-резонансна томографія, МРТ (англ. Magnetic resonance tomography, MRT або англ. Magnetic resonance imaging, MRI) — це томографічний метод дослідження внутрішніх органів і тканин з використанням фізичного явища ядерного магнітного резонансу. Метод ґрунтується на вимірюванні електромагнітного відклику атомних ядер, найчастіше ядер атомів водню, а саме на їхньому збудженні за допомогою певної комбінації електромагнітних хвиль у сталому магнітному полі високої напруженості.

Цей метод дозволяє одержати висококонтрастне зображення тканин тіла, і тому знаходить широке застосування у візуалізації тканин мозку, серця, м'язів, а також новоутворень, порівняно з іншими методами медичної візуалізації (такими, наприклад, як комп'ютерна томографія чи рентгенографія).

Метод ядерного магнітного резонансу базується на дослідженні насиченості тканин організму воднем та їхніх магнітних властивостей, пов'язаних із перебуванням в оточенні різних атомів і молекул. Ядро водню складається з одного протону, який має магнітний момент (спін) і змінює свою просторову орієнтацію у потужномумагнітному полі, а також за впливу додаткових полів, що називають градієнтними, і зовнішніх радіочастотних імпульсів, які подаються на специфічній для протону при даному магнітному полі резонансній частоті. На основі параметрів протону (спінів), котрі можуть перебувати тільки у двох протилежних фазах, а також їхньої прив'язаності до магнітного моменту протону, можна встановити, в яких саме тканинах знаходиться той чи інший атом водню.

Якщо помістити протон у зовнішнє магнітне поле, то його магнітний момент буде або співнапрямлений, або протилежно напрямлений із магнітним полем, причому у другому випадку його енергія буде вищою. За впливу на досліджувану ділянку електромагнітним випромінюванням певної частоти частина протонів змінять свій магнітний момент на протилежний, а потім повернуться у вихідний стан. При цьому система збору даних томографа зареєструє виділення енергії під час релаксації попередньо збуджених протонів.

12.Опишіть принципи одержання зображення за допомогою томографії ПЕТ.

Позитрон-емісійна томографія, ПЕТ (англ. Positron emission tomography, PET; також двофотонна емісійна томографія) — метод медичної радіоізотопноїдіагностики, заснований на застосуванні радіофармпрепаратів (РФП), мічених ізотопами — позитронними випромінювачами.

Метод ґрунтується на реєстрації пари гамма-квантів, які виникають під час анігіляції позитронів. Позитрони емітує бета-розпадаючись радіонуклід, який входить до складу РФП, який вводять в організм людини чи тварини перед дослідженням.

ПЕТ — діагностичний і дослідницький метод ядерної медицини, що розвивається. Підсумком цього методу є можливість за допомогою спеціального детекторного обладнання (ПЕТ-сканера) відстежувати розподіл в організмі біологічно активних сполук, мічених радіоізотопами, які випромінюють позитрони. Потенціал ПЕТ значною мірою визначається арсеналом доступних мічених сполук — РФП. Саме вибір відповідного РФП дозволяє вивчати за допомогою ПЕТ такі різні процеси, як метаболізм, транспорт речовин, ліганд-рецепторні взаємодії, експресію генів тощо.

Використання РФП, які належать до різних класів біологічно активних сполук, робить ПЕТ досить універсальним інструментом сучасної медицини. Тому розробка нових РФП та ефективних методів синтезу препаратів, які вже зарекомендували себе, на сьогодні є ключовим етапом у розвитку методу ПЕТ.

13.Принцип оптичної КТ. Схеми реалізації. Переваги.

Оптична когерентна томографія сітківки (optical coherence tomography) – це унікальний сучасний, неінвазивний, безконтактний, високоточний та інформативний метод діагностики патології сітківки, переважно стану її центральної області – макули. ОКТ очей дозволяє отримати зображення оптичних зрізів сітківки за допомогою сканую чого лазерного променя, виявляти ранні порушення анатомо-функціонального стану сітківки і об`єктивно оцінювати ступінь їх змін. Суть ОКТ очей полягає у вимірюванні часу затримки світлового променя, який відбивається від тканини. Оскільки сучасне обладнання не дозволяє безпосередньо виміряти цей параметр на таких малих просторових відрізках, робота ОКТ базується на принципах світлової інтерферометрії.

Одним із варіантів реалізації нових підходів в зазначеній області є методика оптичного

томографічного синтеза, яка об’єднує в собі сукупність оптичних методів візуалізації структури

біотканин, що використовують різні ефекти взаємодії світла з розсіювальними середовищами. До основних переваг метода можна віднести можливість створення безпечних засобів дослідження

біотканин; потенційну можливість отримання зображення досліджуваних структур з просторовою

роздільною здатністю, співвимірною з довжиною хвилі зондуючого випромінювання.

ОКТ відрізняється рядом переваг. Це і безконтактне взаємодія, в результаті якого виходить 2 - і 3-вимерний знімок очного дна. При цьому воно майже ідентично справжнім гістологічним зрізами.

Три плюси ОКТ:

1. Швидкість і точність — за 1-2 хвилини можна об'єктивно вивчити стан сітківки, зорового нерва.

2. Цілковита безпечність — дослідження проводять із застосуванням світла.

3. Цілковита відсутність дискомфорту — при дослідженні немає контакту приладу з передньою поверхнею ока.