Konvex ultraljudssond. Typer av ultraljudssensorer. Möjliga problem med var och en av dem och reparation av ultraljudssensorer. Vilka tekniska egenskaper har konvexa sensorer?

Ultraljudsgivare har utvecklats för medicinsk ultraljudsforskning i över 50 år. Sensorer har olika arbetsfrekvenser, dimensioner på själva sensorn och skanningsytan, visar bilder i olika upplösningar och format. Till exempel har sektorfassensorer en liten (vanligtvis 20 * 15 mm) arbetsyta (kontaktyta) för att passa mellan ribborna och kunna skapa sektorbilder med bred täckning och djup vid hög bildhastighet (över 100 bilder/sek). På ett eller annat sätt finns det väldigt lite information om varför specifika sensorer är mer lämpade för vissa manipulationer, vilket var anledningen till att skriva denna artikel. Specifikt diskuterar vi här förhållandet mellan givare, bildformat och klinisk tillämpning. Systematiserade urvalskriterier som gör att prestanda hos transduktorer kan matchas till specifika kliniska behov presenteras i ett nytt ramverk som förklarar varför specifika typer av transduktorer används i specifika kliniska prövningar och ger en grund för val av transduktorer för nya forskningsområden. Kriterierna inkluderar åtkomst och täckningsområde (ROI), maximalt skanningsdjup och bildstorlek, och täcker de huvudsakliga diagnostiska lägen som krävs för korrekta diagnoser. För fullständighetens skull kommer även monokristallina transduktorer, huvudsakligen använda intraluminala eller kateter, att diskuteras nedan. När det är lämpligt kommer vi att granska den historiska erfarenheten av sensorval, men främst lyfta fram nya trender.

Skanna bilder

Det är allmänt känt att piezoelektriska sensorer, som är placerade inuti kroppen eller på dess yta, sänder ut ultraljudspulser och tar emot sin reflektion från vävnader och organ. Ett extra skanningselement krävs för att skapa bilder som kan underlätta klinisk forskning. Vanligtvis rör sig en akustisk våg som skapas av en separat sensor i en given riktning eller, när den riktas mekaniskt eller elektroniskt, skapar en serie pulser och deras reflektioner som definierar bildens plan. För orientering visar plot 1A ett system användbart för att förklara linjära skanningar i xz-planet. Bilden som erhålls som ett resultat av tvådimensionell skanning byggs längs dessa axlar. En enkel avsökningsteknik är att gradvis flytta den akustiska vågen (definierad som Δx) längs "x"-axeln. En ljudvåg genereras vid varje position, och sedan interpoleras uppsättningen av vågor för att skapa en rektangulär bild där sidoförskjutningen visas från stråle a till stråle b. Ett alternativt tillvägagångssätt för sändning är att gradvis förskjuta den akustiska vågen längs bågen med en liten vinkel (Δθ) för att definiera en bild i xz-planet, som visas i diagram IB. Här visas rotation från "c"-axeln till "d"-axeln. Observera att varje axel representerar en akustisk våg, som visas grafiskt i diagram 2a. Som tidigare interpoleras den resulterande uppsättningen vågor till en sektorbild. Ett annat alternativ för linjär skjuvning är krökt geometri, som visas i diagram 1C. I detta fall reflekteras våguppsättningen i en krökt form längs krökningsradien (R) och radökningen (As) sker längs den krökta ytan, snarare än en rak linje. Det som är intressant med denna geometri är att förstärkningen längs den krökta ytan går från strålen "e" till strålen "f", vilket är ekvivalent med en vinkelförskjutning enligt förhållandet Δs = R × Δθ. Som ett resultat av skanning längs bågen divergerar linjerna i radiell riktning.

Sammanfoga tabellceller vertikalt

Samma princip används för skanning i yz-planet. I detta fall sker translation längs y-axeln med ett steg Δy, och vinkelavsökning utförs med ett steg Δθ i yz-planet. För att uppnå en 3D-skanning eller skanning var som helst i det positiva halvutrymmet som definieras av positiva x-, y- och z-axlar, kan skanningar i både xz- och yz-plan kombineras för att bilda en pyramidformad volymetrisk bild, som visas i figur 2B.

Bildformat

Även om tidiga (enelements) givare utförde mekanisk scanning i 2D-plan för ultraljudsavbildning, användes givare rutinmässigt för scanning i början av 1980-talet. En ultraljudsuppsättning består av en samling individuella enstaka givare eller element som kan drivas i grupper eller kluster för att skapa pulsade ekostrålar. För en linjär array slås grupper av element från en rad gradvis på och av, vilket förskjuter den aktiva gruppen av element längs Δx, en efter en, vilket skapar separata impulsekostrålar som kombineras till en bild. De pulsade ekobrålarna interpoleras för att bilda det resulterande rektangulära sidoförhållandet och motsvarande omvandlarform, vilka visas i schematisk 1 i figur 3 respektive motsvarande linjära givare i figur 4A.

Typer av bildformer:

Fokusering kan göras mekaniskt eller elektroniskt. För det linjära formatet i figur 4A uppnås elektronisk fokusering för varje linje i den skannade bilden genom att styra fördröjningstiden vid vilken spänningen från de individuella cellerna överförs till gruppen av aktiva element. I höjd- eller yz-planet (d.v.s. ett plan vinkelrätt mot bildplanet, ofta hänvisat till som skivtjocklek), uppnås fast fokusering med hjälp av en mekanisk lins.

För att något mildra begränsningen av fast fokus erbjuder vissa bildsystemtillverkare flerradsmatriser i höjdriktningen. Fullt kontrollerad höjdfokusering kräver dock 2D-givare som inte bara kan ge förbättrad vertikal fokusering, utan även 3D- och 4D-bilder (4D). I fig. 2B visar den samtidiga elektronfokuseringen av en 2D-matris för både höjdplanen och xz- och yz-azimuterna.

Till exempel är format 1 och 4 i figur 3 associerade med en linjär matristransformator av typ A i figur 4. För ett sektor- eller vinkelavsökningsexempel är bildförhållandet en bit av kakan som visas i bild 2 i figur 3 och motsvarande fasstyrda array-omvandlare som visas i figur 4B.

Välja rätt sensortyp

Med hjälp av figurerna 3 och 4 är det möjligt att skapa en systematisk organisation av bildformat och kombinera dem efter typ av sensorer, med tonvikt på att ta hänsyn till typer av skanning, lägen och plan. För att klassificera format och konverterare kan förkortningar kombineras för att beskriva det specifika förhållandet mellan konverterare och bild. I synnerhet, för att beteckna en skanningstyp, betyder "M" mekanisk skanning; "E", elektronisk skanning och "F" (fast), ingen skanning. Skanningsriktningen är linjär (L) längs x-axeln, vinkel (

Som beskrivits ovan kan varje givare associeras med avsökningstyper och plan. Till exempel hänvisar linjär sond "L" i figur 4A till elektronisk linjär skanning, "E" i xz-planet och fast fokus, och "F" i yz-planet; Därför förkortas de resulterande beteckningarna som "ELxz" och "Fyz" och deras associerade format är "1" och "4" i figur 3. Den sammansatta vyn är det första exemplet som visas i figur 4A. Det trapetsformade formatet, märkt "4" i figur 2, kan ses som ett rektangulärt format med två undersektorer i varje ände för linjeuppsättningen i figur 4A. På liknande sätt är den fasade matrisen i figur 4B associerad med sektorformat 2 i figur 3 och samma plan som i de tidigare exemplen.

Andra omvandlare och format finns också samlade i figurerna 3 och 4. De olika sensortyperna visas i figur 5.

Sammanfoga tabellceller vertikalt

Bild 5

Sensorfamilj:
Övre vänstra kvadraten: de tre övre transduktorerna är transesofageala; de två nedre är endovaginala.
Upptill höger fyrkant: mikrokonvex sond i mitten och tvåfas på varje sida.
Nedre högra fyrkanten, vänster till höger: konvex sond, tre linjära sonder, krökt linjär sond, fasad sond.
Nedre vänstra kvadraten, från vänster till höger: två kirurgiska prober och två intraoperativa prober.

En krökt eller konvex sond (Figur 4C) liknar en linjär sond, förutom att elementen är på en krökt snarare än en linjär yta, som beskrivs i avsökningsmetoden "C" i Fig. 4C. 1C, vilket resulterar i bildformat 3 i fig. 3. Detta format, som till sin form liknar en sektor eller en bit paj som har bitits av toppen, beskrivs ofta som ett synfält (FOV), som definierar dess laterala vinkelutbredning. Detta exempel använder en elektronisk linjär scan "E" i xz-planet och fast fokus "F" i yz-planet; Därför förkortas de resulterande beteckningarna som "ECxz" och "Fyz" och formateras som "3" som visas i figur 4B.

Eftersom vikten av 3D-visualisering växer stadigt är det lämpligt att diskutera det mer i detalj. För 3D-avbildning skannas en volym istället för ett plan, som visas av den yttre konturen som visas i figur 2B. För ett tvådimensionellt gitter eller matrisgitter (Figur 4F) kan skanningen vara elektronisk och vanligtvis vinklad i båda riktningarna, så att den skannade volymen är pyramidformad (Figur 7, Figur 3). I detta fall uppnås elektronisk fokusering i båda planen med vinkelskanning, så motsvarande beteckningar och format är "E

Alternativt kan linjära eller konvexa arrayer skannas mekaniskt runt x-axeln i yz-planet för att uppnå kostnadseffektiv 3D-avbildning. I dessa fall rör sig arrayerna i akustiskt transparenta kammare fyllda med vätska. Till exempel roteras en linjematris (vanligtvis typ A) runt z-axeln för att skapa en serie platta bilder (vanligtvis format 1 eller 4), så att resultatet blir en mekaniskt skannad typ F-givare i figur 4 och en skannad volymetrisk bild 5 i figur 3. På liknande sätt roteras en krökt eller konvex matris (vanligtvis typ C) runt en axel för att skapa en serie plana bilder (vanligtvis format 3), så att resultatet blir en mekanisk givare typ G i figur 4 och 3D-bild 6 i figur 3.

Förutom elektroniskt styrd rörelse kan dessa endimensionella (1D) arrayer (typ A, B eller C) också flyttas mekaniskt manuellt i ett frihands 3D-läge, där de resulterande bilderna vanligtvis sätts samman till tredimensionella volymer. Det är värt att notera här att bildrekonstruktion för frihands-3D-läget innebär antingen konstanta avståndsantaganden eller ytterligare rumslig information för varje rumslig avbildningsplan, vilket kan uppnås med hjälp av positionssensorer.

Slutligen visas bilder från transduktorer med ett element, som huvudsakligen används för intraluminala eller katetertillämpningar (som intravaskulärt eller intrakardialt ultraljud), också i figurerna 8 och 9 i figur 3. Givaren som visas i figur 4H kan skannas mekaniskt för att erhålla 2D eller 3D-bilder som visas i bilderna 8 och 9, fig. 3. För format 8 är sonden (Figur 4H) vinklad runt omkretsen för att producera en munkformad bild. Det är relevant att notera här att det också finns en matrisversion av denna endovaskulära ultraljudsapparat. Om denna mekaniska givare roteras och flyttas längs Y-axeln erhålls en cylindrisk volymetrisk bild, format 9 (Figur 3).

Sammanfattningsvis kan de typer av givare som avbildas i figur 4 mappas till bildformaten som visas i figur 3 genom att använda formaten och skanningsnotationen som visas under givarens former i figur 4.

Avbildningsgivarens egenskaper

Det här avsnittet diskuterar kriterier för att bestämma vilka egenskaper hos uloch deras format som måste identifieras för olika kliniska tillämpningar.

Detta gäller i första hand kliniskt använda bildsensorer som arbetar i frekvensområdet 1 till 20 MHz.

Givare som arbetar över denna frekvens används för speciella applikationer såsom endovaskulär undersökning (se fig. 4, F och G) eller preklinisk undersökning av små djur, men ingår också i diskussionen när så är möjligt.

Akustikfönster

Hur väl är typen av givare lämplig för ett "akustiskt fönster" eller en plats där den kommer i kontakt med kroppen för att visualisera organ eller vävnader av intresse? Standardakustiska fönster ger en fri sikt över en orgel eller ett område; många, enligt konvention, har specifika namn som "transabdominal" eller "parasternal long axis" så att bilder kan jämföras och beskrivas i följd. Typiska fönster är placerade inuti eller på ytan av följande huvuddelar av kroppen: huvud, bröst, mage, bäcken, lemmar, kärl och olika öppningar i kroppen. Sensorer kan associeras med specifika regioner med de latinska prefixen: "trans", "intra", "endo", etc. Ett exempel är "transthoracic", en kategori som inkluderar givare som bildar en bild genom bröstet ... En transkraniell sond skannar huvudet genom skallen.

Som nämnts, för det transtorakala fönstret, skulle en fasad array vara mest lämplig om bildbehandlingsuppgiften kräver att omvandlaren placeras mellan ribborna; denna är avsedd att placeras i de interkostala utrymmena och maximera det skannade området (bild 2 i fig. 3). För de flesta kontaktytor som är relativt plana och/eller lätt deformerbara (till exempel används för små delar eller bilder av kärl), är den vanligaste och vanligaste typen av omvandlare en linjär array utformad för att komma i kontakt med plana ytor med minskande yta och ökande frekvens.... Här ger de rektangulära och trapetsformade formaten (1 och 4 i figur 3) lämpliga visningsområden.

Vid avbildning i bukområdet för att öka visningsytan med en minimal ökning av kontaktytan, bildar konvexa matriser (Fig. 4C) bildformat 3 (visas i Fig. 3) och är utformade för att ge ytkontakt i deformerbara mjuka områden av kroppen.

Specialiserade sensorer

Specialiserade givare är designade för att fungera inuti kroppen. Dessa inkluderar transesofageala fasade arraysonder som är lämpliga för manuell manipulation i matstrupen (Figur 2 och Typ B-transduktor i Figur 4). Ett antal andra specialiserade sonder har också utvecklats för kirurgisk eller interventionell användning, såsom laparoskopiska och intrakardiella sonder. Dessa sonder kan vara linjära eller fasade, beroende på applikation och åtkomstfönster. Vissa endosonder: endovaginala, endorektala och intrakavitära (D-typ) liknar funktionellt fasade flare prober (Figur 2 och Figur 4B) eller konvexa sonder (Format 3 och Figur 4C) i änden av ett cylindriskt handtag med liten diameter, för insättning i hål och samtidigt maximera synfältet. Ett annat exempel är en intravaskulär ultraljudssond (Figur 4H), som sätts in i venerna för att producera en bild i platt format 8 eller en volymetrisk bild i 9 format.

Tillstånd och penetration

Det valda skanningsdjupet låter dig se intervallet av intresse. Faktorer som är förknippade med renderingsmöjligheter inkluderar aktiv bländarstorlek, överfört fokusdjup och frekvensområde. Penetration är det minsta skanningsdjup vid vilket elektroniskt brus är synligt trots optimering av tillgängliga kontroller (vanligtvis vid djupaste överföringsfokus och maximal förstärkning), och elektroniskt brus förblir på ett fast djup även när arrayen förskjuts i sidled. Penetrationen bestäms i första hand av givarens mittfrekvens: ju högre frekvensen är, desto grundare är penetrationsdjupet, eftersom absorptionen av ultraljudsvågen som passerar genom vävnaden ökar med frekvensen.

En användbar första approximation för att uppskatta penetrationsdjupet (dp) för en given frekvens är dp = 60/f cm-MHz, där f ges i megahertz. Således skulle man förvänta sig 6 cm penetration från en 10 MHz mittfrekvensomvandlare. Som nämnts tidigare är absorptionskoefficient (akustisk effektförlust per djupenhet) en funktion av frekvensen och varierar från vävnad till vävnad (mjukvävnadsvärden varierar från 0,6 till 1,0 dB / cm-MHz4). En mer allmän term för akustisk förlust är dämpningskoefficient, som inkluderar ytterligare förluster på grund av spridning och diffusion och därför alltid större än absorptionskoefficienten. Dämpningsfaktorn är starkt beroende av patienten och den akustiska vägen.

För att optimera bildupplösningen har användare och tillverkare arbetat med att öka bildfrekvensen för olika typer av undersökningar. Till exempel, för cirka 30 år sedan, kunde människor visualisera bukhålan vid 2,25 MHz, medan detta nummer idag oftare är 3,5 MHz, och vissa obstetriska och gynekologiska bilder når 5 MHz.

Sensoregenskaper och visualisering

Andra kriterier som ska inkluderas i ovanstående urvalsprocess är omvandlareffektivitet, tvåtrådssystemdesign, systemets signal-brusförhållande och, som nämnts, vävnadsabsorption. Huvudfaktorn är absorption - sammansättningen och relativa positionen för olika vävnadstyper längs vägen för den akustiska vågen. Till exempel kommer ett tjockt lager av fettvävnad att minska penetrationen på grund av brytningsfel eller aberration i den akustiska vägen till området av intresse. På samma sätt ökar den ökade mängden fostervatten med fosteravbildning penetration och kan tillåta användning av frekvenser som är högre än de som vanligtvis används på en given skanningsplats.

Frekvensområdet, eller bandbredden, för givaren avgör om den kan stödja 2D-avbildning vid olika mittfrekvenser, såväl som doppler-, övertons- och färgflödeslägen. Dopplerbaserade bildlägen behöver ofta arbeta vid lägre frekvenser än 2D för att minimera aliasing. Harmonisk avbildning använder per definition en mottagningsfrekvens som är en multipel (vanligtvis 2) av den sända frekvensen; därför finns det ett behov av bred bandbredd. Bandbredd och fokuseringsegenskaper påverkar också bildupplösningen. I klinisk praxis är det viktigt att säkerställa att den resulterande bilden kan urskilja minsta möjliga dimensioner i både laterala och axiella riktningar.

Slutligen är antalet individuella sensorelement av intresse, eftersom antalet aktiva element (exklusive fasade arrayer eller skannade i en vinkel 2D-arrayer) bestämmer bildens laterala utsträckning eller bredd. För fasade arrayer förknippas ett ökande antal element med förbättrad upplösning och penetrationsdjup. För 2D-matriser (vanligtvis symmetriska) bestämmer antalet element längs x- och y-riktningarna volymstorleken för linjärt skannade matriser. För en 2D-fasad array ökar upplösningen och penetrationen med fler element längs x- och y-riktningarna, men vinkelformen eller FOV förblir densamma oavsett antalet aktiva element som används. Fokusering i en fast riktning kan indirekt påverka bilden eftersom fokuseringen bara är placerad på ett djup och mycket sämre på ett annat. För 3D-bilder har mekaniskt skannade 2D-matriser samma fasta brännviddsbegränsning som finns i en 2D-bild. Däremot är alla element i helt fyllda 3D-bilder eller array-arrayer elektroniskt fokuserade till en enda punkt i både azimut- och höjdplanet för att ge mycket bättre upplösning.

På sitt djupaste djup är det det maximala antalet aktiva kanaler som är tillgängliga i systemet, som bestämmer upplösningen (tillsammans med fokusstyrka och systembrus). Rumslig upplösning är vanligtvis sämre (vanligtvis 2 gånger) än tidsupplösning längs skanningslinjer; i diskussionen som presenteras här avser resolution rumslig upplösning om inte annat anges. För fasade arrayer motsvarar antalet kanaler vanligtvis det maximala antalet element. Generellt, eftersom elementen vanligtvis har en halv våglängd, desto fler element, desto bättre är den rumsliga upplösningen, som är omvänt proportionell mot den aktiva bländaröppningen i våglängder. Till exempel kommer en 64-elements array, 32x bländare att ha en maximal rumslig upplösning 2 gånger lägre (bredare stråle) än en 128-element 64-wave array. När det gäller ett linjärt rutnät, som kan ha flera hundra element, bestämmer antalet element bildens laterala utsträckning, men det är antalet aktiva kanaler som styr upplösningen. För dessa 1D-gitter är upplösningen utanför planet (även känd som skivtjocklek) dålig, förutom en nästan fast brännvidd. För 2D-gitter är den rumsliga upplösningen omvänt proportionell mot de aktiva öppningarna som bildar sidorna av 2D-matrisen. 2D-matriser har överlägsen upplösning jämfört med 1D-fokuseringsmatriser med fast höjdfokusering eftersom noggrann fokusering kan uppnås samtidigt i azimut och höjd för en 3D-bild.

Ett annat sätt att se på tillstånd är F #. Ju mindre F #, desto bättre upplösning. En enkel uppskattning av strålens bredd i millimeter, ett vanligt mått på upplösning, försummar absorption, är ungefär F # × λ, där λ är våglängden (1,5 mm / μs / f [MHz]). Till exempel blir upplösningen 0,3 mm vid 5 MHz för F # = 1. Brännvidden beror också på den aktiva bländaren. Till exempel, för ett rutnät med 128 element med 64 vågor, är det djupaste bränndjupet som uppnås vid maximal bländare och F # = 1 F = F # × L = 64 våglängder. Det faktiska inträngningsdjupet eller användbara skanningsdjupet kommer naturligtvis att vara djupare än det maximala bränndjupet.

Överensstämmelse med sensorer och deras kliniska användning

Nu när vi har kartlagt typerna och egenskaperna hos givare till bildfönster och akustiska fönster, kan vi använda denna information när vi väljer givare för specifika kliniska applikationer. Lämpligheten för vissa givare för specifika applikationer har också utvecklats historiskt med hjälp av specialanpassade konstruktioner. Primära överväganden är mål-ROI, dess omfattning och de akustiska fönster som är tillgängliga för åtkomst.

Abdominal avbildning

När sensormatriser först introducerades kommersiellt för abdominal avbildning (inklusive obstetrik och gynekologi) på 1970-talet var de av linjär typ (typ A i figur 4 med bildförhållande 1 i figur 3). I de flesta fall var patientens kontaktyta inte en kritisk fråga, och några av dessa linjära sonder var ganska långa (t.ex. 8 cm) för att täcka, säg, fosterhuvudet under tredje trimestern. Det stod emellertid snart klart att en tillräckligt stor täckning kunde uppnås genom att använda kurvlinjära eller konvexa matrisgitter (typ C i fig. 4) utan att betala priset för att behöva manipulera ganska besvärliga linjära givare.

Böjda matriser (Figur 4C) är de bästa verktygen för de flesta allmänna 2D abdominal avbildning. Den allmänna formfaktorn relaterad till ergonomiska faktorer och sensorformens och FOV:s överensstämmelse med applikationen för abdominal 3D-avbildning utvecklas fortfarande. De tre nyckelbeskrivningarna för dessa gitter är basarea (total bländarstorlek), synfält och krökningsradie (Figur 1C). Fingeravtrycket visar kontaktytan, vanligtvis i form av en rektangel, cirkel eller ellips. Även om åtkomst vanligtvis inte är ett problem för bukavbildning, när dessa typer av givare övervägs för nya applikationer, är åtkomst till fönster av största vikt. Krökningsradien och FOV (uttryckt i grader av maximal vinkeltäckning) är relaterade till bildens skala och täckning. Förbättrad signalbehandling har lagts till i vissa system för att öka penetrationen; denna funktion är dock vanligtvis endast tillgänglig på vissa prober.

För mekaniska 3D-sonder är den för närvarande föredragna formfaktorn en mekaniskt krökt konvex sond (Figur 4G och Format 6 i Figur 3); men 2D elektroniska konvexa arrayer är nu fullt tillgängliga. I dessa fall ges två synfält för ortogonala (raka) skanningsriktningar. Alternativt används fasade arrayer, på grund av sin lilla yta och breda bildförhållande, också för abdominal avbildning. Slutligen, 2D- eller matrisnät blir allt vanligare för dessa applikationer på grund av deras överlägsna bildkvalitet, upplösning och användarvänlighet.

Interkostal avbildning

De huvudsakliga tillämpningarna för denna bildbehandlingsgrupp är hjärtskanning och undersökning av levern mellan revbenen. Helt enkelt på grund av den restriktiva anatomin och begränsade akustiska fönster skapade av revben och ofta invaderande lungor, är givarens val begränsade här till fasade arrayer (Figur 4B). Det var i detta område som de första försöken gjordes att använda linjära gitter; men de försvann snabbt på grund av skuggningen av ribborna och överlägsenheten hos den fasade arrayen i format 2-omvandlaren (fig. 4). För hjärtforskning har sonderna vanligtvis en rutstorlek i storleksordningen 20 × 14 mm, beroende på tillverkare. Patientens kontaktyta blir något större. Dessa siffror har utvecklats under de senaste 40 åren och beror på ett antal faktorer, såsom antalet patienter. Ålder är en annan faktor; avståndet mellan revbenen och penetrationsdjupet måste varieras när barnen blir äldre.

För icke-kardiologiska interkostala undersökningar är gitterstorlekarna något större. Som noterats tidigare skapar förekomsten av dessa anatomiska begränsningar en övre prestandagräns för rumslig upplösning, eftersom upplösningsprestanda är omvänt proportionell mot storleken på bländaren, som förklarats ovan. I studier för hjärt- och allmän interkostal avbildning är bilddjupet stort (beroende på patientens storlek kan det nå 24 cm), vilket tvingar fram användningen av lägre frekvenser (1-3,5 MHz) och leder till vissa ytterligare förluster i bildbehandlingsprestanda.

Det finns en intressant aspekt av hjärtavbildning som har djupt påverkat probernas natur. På grund av närvaron av revben och annan akustiskt fientlig vävnad i strålbanan, lider ekokardiografi av avbildningsartefakter på grund av reflekterat brus. Harmonisk bildbehandling har visat sig vara mycket framgångsrik för att minska detta brus. Som en konsekvens av detta har vikten av givarbandbredd blivit avgörande i hjärttransduktordesign. De flesta hjärtsystem arbetar idag på frekvenser mellan 1,5 och 2,0 MHz och tar naturligtvis emot signaler vid två gånger detta frekvensområde.

Den viktigaste utvecklingen inom området för hjärtavbildning har varit implementeringen av helt fyllda 2D- eller matrismatriser (typ E) som innehåller tusentals (vanligtvis 50 × 50) element. Detta gör det möjligt att visa i realtid (4D) pyramidformade volymer (format 7, figur 3), visualisering av godtyckliga skivor av plan, fyrdimensionell visualisering av hjärtat och färgåtergivning. Dessutom ger äkta elektronisk fokusering i xz- och yz-planen överlägsen upplösning jämfört med alla andra 1D-sensorer.

Ytlig och thorax avbildning

Denna kategori hänvisar till "ytlig" avbildning av halsartärerna, benvenerna, bröstet, sköldkörteln, testiklarna, etc. och inkluderar kategorierna små kroppsdelar, muskuloskeletala systemet och perifer vaskulär avbildning. Detta är den sista bastionen för linjära gitterapplikationer (typ A), som utgjorde den initiala designtypen för de studier som diskuterats tidigare. I denna kliniska kategori är åtkomst i allmänhet inte ett problem och själva probernas dimensioner kan vara små (på grund av användningen av höga frekvenser på 7 till 15 MHz och de resulterande små elementstorlekarna). Muskuloskeletala studier använder också denna typ av gitter för att visualisera muskler, ligament och senor. Under de senaste 10 åren har avbildningen av bröstkörtlarna flyttats till mycket höga frekvenser (t.ex. 14 MHz), medan avbildningen av den perifera kärlstrukturen har hållit sig på lägre (cirka 3-11 MHz) på grund av behovet av att inkludera djupare vener och framgångsrik Dopplerbild... Vanligtvis är rutnätets förmåga att lägga till trapetsformad rendering (format 4) en betydande fördel. Liksom med abdominal avbildning är 3D-bilder med mekaniskt böjda prober eller elektroniska 2D-arrayer nu tillgängligt för ytliga och thoraxapplikationer, vilket avsevärt förbättrar den tillgängliga täckningen och bildkvaliteten. För vaskulär avbildningstillämpningar har vissa sonder fördelen att de aktiverar lägen som förbättrar flödesvisualisering.

obstetrik och gynekologi

För närvarande används mekaniska konvexa eller linjära arrayer (typ G och F) i stor utsträckning för att tillhandahålla 3D- och 4D-bilder av foster in vivo (format 5-7). Matriser eller helt fyllda 2D-matriser (typ E) är också tillgängliga för denna användning (vanligtvis format 7).

För gynekologi används speciella endo-matrisformer av sensorn (typ D). Vanligtvis är gittren placerade i änden av givaren och är konvexa eller krökta gitter med breda synfält (format 3); Fasade arrayer (typ D) kan dock också användas (format 2). Frekvenserna som används är vanligtvis 5 MHz eller högre. Som med andra applikationer utformades 2D-gitter för 3D-avbildning i dessa fall.

Neonatal och pediatrisk

Pediatriska sensorer har i allmänhet mindre ytor än sensorer som används för vuxna och fungerar vid de högre frekvenserna (≥7 MHz) av de som används för vuxna. Beroende på kroppens område används typer av givare, liknande de som används för vuxna. Phased arrays (typ B) och 3D-transduktorer (typ E och G) är lämpliga för hjärtavbildning. Andra matriser som också är användbara för dessa kliniska behov inkluderar statiska (2D) och, för 3D-linjematriser, mekaniskt krökta och konvexa gitter.

Intrakavitära studier

Intrakavitära transduktorer utgör en stor grupp av specialiserade transduktorer som är designade för avbildning i kroppshålan. Transesofageala sensorer används för att erhålla en kartläggning av inre organ, särskilt hjärtat, inifrån matstrupen (se figur 5). De använder högre frekvenser (≥5 MHz) och är implementerade som fasstyrda arrayer med manipulatorer och motorer för att justera sensorns orientering. Miniatyr transesofageala 2D-transduktorer erbjuder elektronisk skanning för 3D- och 4D-avbildning.

Sensorer kan vara mycket specialiserade för visning, vanligtvis i kroppsöppningar eller kärl. Intrakardiella fassensorer förs in genom kärlet för att få tillgång till hjärtats inre kammare. Kirurgiska specialiserade transduktorer inkluderar laparoskopiska transduktorer som sätts in genom små snitt för visualisering och assistans vid laparoskopisk kirurgi (liknande endoprober); de är anmärkningsvärda för sin FOV trots sina små diametrar. Intraoperativa sonder är speciellt utformade för placering i kärl, organ och områden som är tillgängliga under öppen kirurgi (se figur 5). Andra i denna klass är kirurgiska och interventionella sonder med unika former (se figur 5).

Som nämnts är kroppsanpassade sensorer utformade för att installeras genom små hål och har ett brett synfält (90 ° -150 °). Dessa sensorer inkluderar transrektal (eller endorektal) avbildning av bäckenregionen med användning av anus för åtkomst och den redan beskrivna endovaginala (även kallad transvaginal) avbildning av det kvinnliga bäckenet och reproduktionsorganen med användning av slidan som en ingång för gynekologiska och obstetriska undersökningar. Dessa endosensorer, som tidigare beskrivits, är cylindriska för att passa in i små hål och har konvexa arrayer (typiskt 3-9 MHz) i ändarna med stora synfält, biplana eller mekaniskt krökta konvexa arrayer. Sonder för urologiska tillämpningar inkluderar ett biplan.

En unik sensor är en tvåplansprob, som består av två ortogonala arrayer som skapar bilder i xz- och yz-planen. Vanligtvis är matriser små (8-12 mm) och konvexa. Varje form och mätare måste överensstämma med ett enplanstransduktorformat såsom format 3 i figur 3 och konvext i figur 4C. Beroende på givarens utformning är dock även sektor- eller linjära arrayer möjliga, så i praktiken kan flera kombinationer användas. Alternativt är en delmängd av 2D-matrisrenderingsmöjligheter den samtidiga presentationen av två ortogonala 2D-bilder.

Intravaskulära transduktorer sätts in i blodkärlen för att visualisera kärlväggarna vid olika patologiska tillstånd (typ H och format 8 och 9). Oftast är de mekaniskt roterade enstaka givare med frekvenser över 20 MHz och specialiserade bildsystem, även om små (cirka 2 mm i diameter) matriser också finns tillgängliga för detta.

Huvudundersökningar

Transkraniell avbildning av hjärnan och dess vaskulatur sker genom begränsade akustiska fönster i skallen, såsom tinningarna eller ögonen. Transbitala gitter är högfrekventa (vanligtvis > 20 MHz) oftalmiska givare och används för att visualisera ögat eller använda ögat som ett akustiskt fönster. Transkraniella prober är vanligtvis lågfrekventa (1-4 MHz) fasade arrayer som används för att visualisera skallens blodkärl genom tinningarna som fönster.

Slutsatser

Många ultraljudsgivare är utformade för att rikta in sig på specifika delar av kroppen för specifika applikationer. Huvudsyftet med den här artikeln är att tillhandahålla ett systematiskt tillvägagångssätt som hjälper till att anpassa givaren till kliniska tillämpningar, med början i det akustiska fönstret, området och djupet som ska visas. För detta ändamål finns en checklista för val av omvandlare i Tabell 1.

Tabell 1. Checklista för val av sändare

Som nämnts tidigare är tillgången central för diskussionen om målregion eller organavbildning: det upplevda akustiska fönstret.

Givartypen måste ge åtkomst genom det valda akustiska fönstret. Typen av transformator är relaterad till bildförhållandet, och de allmänna val som tidigare diskuterats inkluderar linjära, fasade, konvexa och 2D-matriser. Givarens storlek eller kontaktyta bör matcha fönstrets storlek, och i extrema fall där givarens fönster är ett hål, bör givarens form matcha det tillgängliga hålet. Som noterats ovan kräver vissa studier speciella sonder, såsom endorektala sonder, som är tillräckligt små i diameter (storlek) och långsträckta för att passa in i en kroppsöppning.

För det andra väljs storleken eller FOV och bildförhållandet för att erhålla den önskade täckningen i området av intresse. Både skanningsdjupet och bildbredden eller FOV är viktiga här. För linjära arrayer kan trapetsformad avbildning krävas för adekvat täckning. För en 3D- eller volymetrisk bild kan omfattningen av bilden specificeras som en uppsättning maximala skanningsvinklar i ortogonala riktningar, eller synfält och vinkel. En något mer subtil parameter för 2D-bilder för att bestämma täckningsområdet för ett område av intresse är fokalhöjdsdjupet, som beskriver området med den tunnaste skivtjockleken.

För det tredje bestämmer det valda maximala avsökningsdjupet den högsta uppnåbara frekvensen genom penetrationsförhållandet som ges ovan i avsnittet Upplösning och penetration. Till exempel, om avsökningsdjupet är 10 cm, så är, som diskuterats i avsnittet Upplösning och penetration, frekvensen för penetrationsdjupet d 60/d = 60/10 = 6 MHz. Denna frekvens ger en uppskattning av den bästa laterala upplösningen på cirka 1 våglängd för F # = 1, eller, för detta exempel, en upplösning på λ = c / f = 0,25 mm (från avsnittet Sensoregenskaper och bildbehandling). Undantagen från denna regel är system som använder avancerad signalbehandling för att öka känsligheten och förbättra penetrationen. Dessutom kan användningen av piezoelektriska material öka känsligheten och därmed inträngningsdjupet.

För det fjärde kan täckningen av de huvudsakliga diagnostiska avbildningssätten bestämmas. Från tillverkaren tillhandahållen data kan den effektiva bandbredden som krävs för att stödja de olika lägena extraheras, eller faktiska lägen av intresse, såsom pulsdoppler, flera visningsfrekvenser eller elastografiskt läge, kan listas för systemet i fråga. Givare med piezoelektriska material kan öka genomströmningen avsevärt.

Sammanfattningsvis har sensorer och grafiska format utvecklats för att bättre passa specifika kliniska tillämpningar. Klassificeringen och organisationen som ges i denna artikel är en förutsättning för att välja en givare för ett specifikt ändamål. Dessutom kan de tillhandahållna insikterna hjälpa till att definiera de sensoregenskaper som krävs för nya fall, och därigenom utöka användningsområdet för sensorn.