Сонография

Воспроизвести медиафайл

Видео УЗИ 11-недельного плода

Сонография или сонография , также известные как эхография и ультразвуковое исследование , или в просторечии «ультразвук», - это процесс визуализации, который использует ультразвук для исследования органических тканей в медицине и ветеринарии, а также технических структур.

Ультразвуковое изображение также называют сонограммой .

Применение в медицине

Области применения

УЗИ сердца младенца

Основным преимуществом сонографии перед рентгеновскими лучами, которые также часто используются в медицине, является безвредность используемых звуковых волн . Чувствительные ткани, такие как ткани будущего ребенка, также не повреждаются, и обследование безболезненно.

Помимо кардиотокографии , это стандартная процедура в дородовой помощи . Специальное обследование пренатальной диагностики для выявления нарушений развития и физических характеристик - это тонкий ультразвук .

Эхография является наиболее важным методом в дифференциальной диагностике острого живота , камни в желчном пузыре или при оценке сосудов и их проницаемости, особенно в ногах. Он также используется в качестве стандарта для исследования щитовидной железы , сердца - тогда это называется эхокардиографией или ультразвуковой кардиографией (УКГ) - почек , мочевыводящих путей и мочевого пузыря . Использование усилителей эхо- контраста ( контрастных веществ ) может в подходящих случаях еще больше улучшить диагностику.

В гинекологии зонд, вводимый вагинально, используется для исследования яичников и матки .

Применение ультразвука подходит для первоначальной оценки и для последующих проверок, особенно в случае лекарственного или радиотерапевтического лечения злокачественных заболеваний.

С помощью ультразвука можно определить предполагаемые очаги рака и получить начальные признаки их злокачественности. Кроме того, можно проводить биопсию под ультразвуковым контролем и цитологию (взятие образцов ткани или свободной жидкости).

Запись последовательностей ультразвуковых изображений, особенно в сочетании с контрастными веществами, позволяет перфузии различных органов, таких как z. Б. Печень или мозг путем визуализации уровня контрастного вещества в кровотоке. Это поддерживает z. Б. Ранняя диагностика ишемического инсульта .

Современная разработка - это диагностика переломов костей и их последующее наблюдение. В частности, в случае переломов в детстве, ультразвуковое изображение переломов возможно в определенных областях с точностью, которая может сделать рентгеновские снимки излишними. В настоящее время это ультразвуковое исследование переломов может быть использовано при переломах предплечья около запястья, а также при переломах локтей и плечевой кости.

Доступность органов

Все органы, содержащие воду и богатые кровью, легко исследуются на УЗИ. Все органы, содержащие газ или покрытые костями, трудно исследовать, например кишечник в случае метеоризма , легкие, мозг и костный мозг. Некоторые органы трудно распознать в нормальном состоянии, но легко распознать в патологически увеличенном состоянии (аппендикс, мочеточник, надпочечники).

Специальные типы датчиков, такие как датчик эндоскопа, которые вставляются в тело, позволяют исследовать внутренние органы, что называется эндоскопическим ультразвуком . Например, зонд вводится вагинально для исследования яичников, анально для исследования предстательной железы или орально для исследования желудка или - чаще - сердца ( TEE ).

Легко исследуемые органы:

• Брюшная аорта - артерии и вены (кроме черепа), например Б. Сонные артерии , нижняя полая вена
• Сердце - печень - селезенка - почки - поджелудочная железа
• Желчный пузырь - желчный проток
• Кишечник (частично)
• мочеточник
• Яички
• Плевры
• Щитовидная железа - слюнные железы
• Лимфатический узел
• Кости (как часть УЗИ переломов )
• кожа
• Доступные мышцы
• Диафрагма (в зависимости от вопроса)

Ограниченный доступ или через зонд эндоскопа, возможно также через полный мочевой пузырь :

• прямая кишка
• мочеточник
• простата
• Матка - яичники
• Надпочечник
• Желудок - пищевод
• Сухожилия

Плохо исследовать:

• Мозг (исключение: мозг младенца через открытый родничок ) - нервы
• Позвоночник - спинной мозг
• Внутри костей - внутри суставов
• Коронарные артерии (ВСУЗИ)
• Трахея - легкие

Особенности у детей и новорожденных:

У детей можно исследовать гораздо больше органов, чем у взрослых, потому что окостенение еще не завершено или только начинается у новорожденных (например, родничок еще открыт):

• Мозг - сосуды головного мозга
• Позвоночник - спинной мозг
• Надпочечник
• УЗИ переломов в возрастном возрасте до 12 лет

Будущего ребенка можно практически полностью обследовать в матке, так как газового налета еще нет, а костеобразование только начинается:

• также легкие - желудок - кости конечностей и т. д.

преимущества

Ультразвуковая диагностика сегодня используется практически во всех медицинских дисциплинах. Причины низкого риска, неинвазивный , безболезненный и радиационно-облучение свободного применения, высокая доступность и быстрое внедрение. Стоимость приобретения и эксплуатации ниже по сравнению с другими методами визуализации, такими как компьютерная томография (КТ) или магнитно-резонансная томография (МРТ). Кроме того, нет необходимости в обширных мерах и инструкциях по радиационной защите . Свободная обрезка зондов позволяет контролировать желаемое изображение сечения в реальном времени. Допплерография может (особенно для только установлены методы потоков жидкости потока крови группы) динамически.

Используемые контрастные вещества - единственные, которые не покидают кровоток. Это позволяет точно диагностировать, в частности, изменения печени. При 1–2 мл необходимое количество усилителя контраста примерно в 100 раз меньше, чем при КТ и МРТ, побочные эффекты, известные на сегодняшний день, встречаются гораздо реже (аллергия, индукция стенокардии и приступы астмы).

недостаток

Процедура имеет более низкое пространственное разрешение в глубоких тканях, чем КТ и МРТ. Разрешение контрастирования мягких тканей также может быть хуже, чем у МРТ. Газ и кости препятствуют распространению ультразвуковых волн. Это затрудняет сонографию органов, заполненных газом ( легкие , кишечник) и под костями ( череп , спинной мозг). В отличие от других процедур визуализации, здесь нет стандартизированного обучения. Следовательно, есть большие качественные различия в диагностических навыках пользователей.

Допплерография не является полностью безопасной во время беременности. Это может привести к биологически значимому повышению температуры в ультразвуковой ткани. Из-за потенциального риска повреждения структур головного мозга допплерография ограничивается второй половиной беременности и случаями определенных показаний (таких как подозрение на пороки развития плода или аномальный ритм сердечного ритма). Поэтому при использовании допплеровской сонографии необходимо тщательно соблюдать баланс между преимуществами и рисками исследования.

История сонографии

Основная идея сделать структуры видимыми через звук восходит к военным применениям эффекта генерации пьезоэлектрических звуковых волн , который был известен с 1880 года . Во время Первой мировой войны француз Поль Ланжевен передал в воду ультразвуковые волны, генерируемые кристаллами кварца, и таким образом разработал метод ( эхолот ) для определения местоположения подводных лодок . Метод был непригоден для медицинского применения, потому что сила звуковых волн была настолько сильной, что рыба, на которую попадали, разлеталась на части. Эта форма приложения продолжилась с разработкой ASDIC и гидролокатора американцами и британцами во время Второй мировой войны.

В период между войнами российский SJ Sokoloff и американец Floyd A. Firestone разработали ультразвуковые методы обнаружения дефектов материалов. Первое медицинское применение было сделано в 1942 году неврологом Карлом Дуссиком (1908–1968), который визуализировал боковой желудочек головного мозга с помощью измерения в А-режиме (отображение амплитуды). Он назвал свою процедуру гиперфонографией .

С конца 1940-х годов сонография развивалась одновременно в рамках различных медицинских специальностей. Первые кардиологические обследования с использованием измерений в А-режиме были выполнены Вольф-Дитером Кейделем , первые измерения в М-режиме (амплитудные кривые подряд) были выполнены Инге Эдлер и Карлом Гельмутом Герцем в Лундском университете в Швеции. Примерно в то же время англичанин Джон Джулиан Уайлд (1914–2009, иммигрировал в США после Второй мировой войны) и американцы Дуглас Х. Хоури (1920–1969) и Джозеф Х. Холмс (1902–1982) впервые B-режим. -подобные частичные изображения (движущийся луч, отображение яркости, подобное импульсному радару ), генерируемые в области шеи и живота . Для этого использовался сложный метод , в котором испытуемый сидел в бочке, наполненной водой, а ультразвуковой датчик перемещался вокруг них по круговой траектории.

В тот же период первые применения были сделаны в офтальмологии (GH Mundt and WF Hughes, 1956) и гинекологии ( Ian Donald ). Первое применение принципа Доплера (обнаружение движения на основе эффекта Доплера ) было сделано в 1959 году японцем Шигео Сатомура (1919–1960), который быстро завоевал место в ангиологии и кардиологии . Цветные доплеровские дисплеи стали возможны только с 1980-х годов, когда появились мощные компьютеры.

Визуализация

обзор

Ультразвук - это звук с частотой, превышающей предел слуха человека, от 20 кГц до 1 ГГц. В диагностике используются частоты от 1 до 40 МГц со средней интенсивностью звука 100 мВт / см². Ультразвуковое устройство содержит электронику для генерации звука, обработки сигналов и индикации, а также интерфейсы для монитора и принтера, а также для носителя или видеокамер. Сменный ультразвуковой датчик , также называемый датчиком, подключается к нему кабелем .

Зонды

Ультразвуковые волны генерируются пьезоэлектрическим эффектом с кристаллами, расположенными в зонде, и также снова обнаруживаются. Импеданс , то есть сопротивление, которое противодействует распространению волн, важно для распространения звука в материале . Звук сильно отражается на границе раздела двух веществ с большой разницей в импедансе. Это разница между воздухом и z. B. Вода особенно ярко выражена (см. Ниже в главе « Физические основы» ), поэтому ультразвуковой зонд должен быть соединен с использованием геля с высоким содержанием воды, чтобы звук не отражался воздушными карманами между головкой зонда и поверхностью. кожи.

Вагинальный ультразвуковой зонд

Зонд излучает короткие направленные импульсы звуковой волны , которые отражаются и рассеиваются в различной степени на пограничных слоях ткани и в неоднородных тканях, что называется эхогенностью . Глубину отражающей структуры можно определить по времени прохождения отраженных сигналов. Сила отражения отображается ультразвуковым устройством в виде серого цвета на мониторе. Структуры низкой эхогенности становятся темными или черными, структуры высокой эхогенности отображаются светлым или белым цветом. Жидкости, такие как содержимое мочевого пузыря и кровь, имеют особенно низкую эхогенность. Кости, газы и другие поверхности раздела материалов, сильно отражающих звук, обладают высокой эхогенностью.

Для документации с изображений монитора делаются распечатки, так называемые сонограммы или иногда видеозаписи. Беременным женщинам также часто дают фотографию своего будущего ребенка.

Связанный с этим метод обследования - оптическая когерентная томография . Однако там вместо звука используется свет, и поэтому глубина проникновения невелика. На основе помех оценивается не время прохождения, а относительная длина оптического пути.

Эхо-импульсный метод

Схематическая последовательность эхо-импульсного процесса

Визуализация с помощью ультразвукового аппарата основана на так называемом методе эхо - импульса . Электрический импульс от высокочастотного генератора преобразуется в звуковой импульс в преобразователе с помощью пьезоэлектрического эффекта и излучается. Звуковая волна частично или полностью рассеивается и отражается от неоднородностей в структуре ткани . В первом случае (частичное отражение / рассеяние) последовательность волн теряет энергию и продолжает двигаться с более слабым звуковым давлением до тех пор, пока звуковая энергия полностью не преобразуется в тепло за счет эффектов поглощения. Возвратное эхо преобразуется в датчик в электрический сигнал. Затем электроника усиливает сигнал, оценивает его и может передавать пользователю различными способами, например, на монитор (см. Методы отображения ).

При использовании двумерных методов (таких как наиболее часто используемый B-режим ) последующий звуковой импульс излучается путем автоматического механического или электронного поворота генерирующего звук зонда в немного другом направлении. В результате зонд сканирует определенную область тела и создает двумерное изображение сечения.

Следующий импульс может быть передан только тогда, когда все эхо от предыдущего ультразвукового импульса затухли. Таким образом, частота повторения зависит от глубины проникновения; это максимальная дальность до объекта исследования. Чем больше частота, тем меньше глубина проникновения звука. Однако чем выше частота, тем выше пространственное разрешение , то есть способность различать объекты, расположенные близко друг к другу. Поэтому всегда необходимо выбирать максимально возможную частоту, что позволяет проводить исследование на желаемой глубине для достижения наилучшего возможного разрешения.

Например, сердце имеет глубину около 15 см. Используемая частота составляет 3,5 МГц (см. Физические принципы , таблица 2 ). Тогда время прохождения звукового импульса к сердцу равно ${\ displaystyle f}$

${\ displaystyle \ Delta t = {\ frac {\ Delta s} {c}} = {\ frac {0 {,} 15 \, \ mathrm {m}} {1500 \, \ mathrm {\ frac {m} { s}}}} = 0 {,} 0001 \, \ mathrm {s} = 100 \, {\ text {µs}}}$

со скоростью звука в жире / воде / мозге / мышцах. Прежде чем эхо снова достигнет преобразователя, требуется в два раза больше времени. Частота повторения отдельных импульсов (а не частота кадров всего изображения в разрезе) равна . ${\ displaystyle c =}$ ${\ Displaystyle е = {\ tfrac {1} {2 \ cdot \ Delta t}} = 5 \, \ mathrm {кГц}}$

Методы презентации

Амплитуда сигнала сканирования в режиме А в зависимости от задержки импульса

В зависимости от требований, ультразвуковое исследование может проводиться с использованием различных ультразвуковых датчиков и различной оценки и представления результатов измерения, что называется режимом (на английском языке: метод, процедура). Обозначения в растровой сканирующей акустической микроскопии (англ .: Scanning Acoustic Microscopy, SAM ) немного отличаются из-за фокусировки луча и относятся, прежде всего, к разным размерам (режим сканирования A, B, C).

А-режим

Первой используемой формой представления был A-режим ( A означает сканирование в амплитудном режиме , то есть запись амплитудной кривой). Эхо-сигнал, полученный зондом, показан на диаграмме с глубиной проникновения по оси абсцисс (ось времени) и силой эхо-сигнала по оси ординат. Чем больше отклонение кривой измерения, тем более эхогенная ткань на заданной глубине. Название режима основано на зависящем от времени усилении (до 120 дБ) сигналов электроникой обработки в ультразвуковом устройстве (компенсация временного усиления) , поскольку большее расстояние волн от более глубоких слоев приводит к меньшему амплитуда сигнала из-за поглощения. Режим А используется, например, в ЛОР-диагностике, чтобы определить, заполнены ли придаточные пазухи секретами.

B-режим

2D сонограмма 9-недельного человеческого плода

B-режим ( B для англоязычной модуляции яркости ) - это другое представление информации об амплитудном режиме , в котором интенсивность эха преобразуется в яркость. При механическом перемещении зонда измерительный луч проходит по площади в плоскости, приблизительно перпендикулярной поверхности тела. Значение серого пикселя на экране является мерой амплитуды эха в этой точке.

Режим 2D в реальном времени (2D в реальном времени)

Сонография нормального (левого) и воспаленного (правого) бедра ребенка. Впоследствии окрашены в синий цвет ниже: границы костей (каждая на левом стержне, на правом ядре головы, разделенные зоной роста), окрашенные в красный цвет: капсула.

В режиме 2D в реальном времени , который в настоящее время является наиболее распространенным применением ультразвука, в режиме реального времени создается двухмерное сечение исследуемой ткани путем автоматического поворота измерительного луча и синхронизации отображения в B-режиме . Изображение в разрезе состоит из отдельных линий, при этом луч должен передаваться и приниматься для каждой линии. Форма создаваемого изображения зависит от типа используемого датчика . Режим 2D в реальном времени можно сочетать с другими методами, такими как M-режим или доплеровская сонография. В зависимости от глубины проникновения и типа зонда в секунду может отображаться только несколько или до сотни двумерных изображений.

M-режим

Сердце собаки (режим 2D / M): движение сердечной мышцы отображается по вертикальной линии на (верхнем) 2D-изображении в нижней области M

3D иллюстрации человеческого плода. Хорошо видны лицо и одна рука.

Другой часто используемой формой представления является режим M или TM (английский для (время) движение ). Луч используется с высокой частотой следования импульсов (1–5 кГц). Амплитуда сигнала показана по вертикальной оси; последовательности эхо-сигналов, генерируемые последовательными импульсами, смещены друг относительно друга по горизонтальной оси. Таким образом, эта ось представляет ось времени.

Движение ткани или исследуемых структур приводит к различию эхо-сигналов отдельных импульсов, последовательность движений органов может быть представлена ​​одномерно. Отображение M-режима часто сочетается с B- или 2D-режимом.

Этот метод исследования в основном используется в эхокардиографии , чтобы иметь возможность более точно исследовать движения отдельных участков сердечной мышцы и сердечных клапанов . Временное разрешение этого режима определяется максимальной частотой повторения звуковых импульсов и составляет уже более 3 кГц на глубине 20 см.

Многомерное приложение

Трехмерная эхография развивалась как дальнейшее применение в последние несколько лет (начало 21 века) . 3D ультразвук производит пространственные неподвижные изображения, а также ультразвуковое 4D (также называемый живым 3D : 3D плюс временное измерение) позволяет трехмерное представление в режиме реального времени. Для трехмерного изображения плоскость поворачивается в дополнение к сканированию в одной плоскости. Угол сканирования области сохраняется одновременно с двухмерным изображением. Другая возможность - использовать двумерное расположение ультразвуковых преобразователей в так называемой фазированной решетке (см. Ультразвуковой датчик ), в которой луч поворачивается электронным способом, а не механически.

Данные вводятся в 3D-матрицу компьютером для обработки и визуализации изображений. Таким образом, можно создавать изображения режущих плоскостей с любой точки зрения объекта или создавать виртуальные путешествия по телу. Во избежание артефактов движения, вызванных сердечной деятельностью, запись контролируется с помощью ЭКГ .

Доплеровский метод

Информативность сонографии можно значительно повысить, используя эффект Доплера . Различают одномерные методы ( импульсный волновой доплер , непрерывный волновой доплер , также называемый D-режимом ) и двумерные приложения с цветовой кодировкой ( цветной допплер - F-режим ). Комбинация B-изображения с импульсным волновым доплером (PW Doppler) также называется дуплексом .

Допплеровские методы используются для определения скорости кровотока, обнаружения и оценки дефектов сердца (клапана), сужений ( стенозов ), окклюзий или короткозамкнутых соединений ( шунтов ), см. Доплеровскую сонографию с цветовой кодировкой .

принцип

Угол между направлением кровотока и звуковым лучом

Погрешность измерения 7,5 ° под двумя разными углами. Угловая ошибка сильнее влияет на большие углы.

Эффект Доплера всегда возникает, когда передатчик и приемник волны движутся относительно друг друга. Чтобы определить скорость кровотока в кровеносных сосудах или сердце, регистрируется эхо, отраженное кровяными тельцами ( эритроцитами ). Отраженный сигнал сдвигается на определенную частоту по сравнению с частотой, излучаемой преобразователем: доплеровская частота . Волна частоты исходит от «покоящегося» передатчика, преобразователя ; движущаяся частица со скоростью потока отражает звук со сдвигом частоты . Полный частотный сдвиг (с углом между траекторией частицы и звуковым лучом: скорость звука) равен ${\ displaystyle f}$${\ displaystyle v}$${\ displaystyle \ Delta f_ {1}}$${\ displaystyle \ theta =}$${\ displaystyle c}$

${\ displaystyle \ Delta f_ {1} = 2f {\ frac {v} {c}} \ cos \ theta}$.

Направление потока можно восстановить по его знаку . При заданной скорости чем выше частота передачи, тем больше сдвиг частоты . В диапазоне от 2 до 8 МГц и скорости потока от нескольких мм / с до 2 м / с составляет примерно от 50 Гц до 15 кГц. Чтобы точно измерить скорость, необходимо определить угол (угол Доплера) между направлением распространения звука и направлением движения эритроцитов (направлением кровеносных сосудов). Поскольку принцип Доплера зависит от угла, а функция косинуса включена в вычисление скорости, влияние тех же ошибок измерения угла на вычисленную скорость по мере увеличения функции косинуса изменяется с увеличением угла. Поскольку в реальности практически невозможно избежать перемещений преобразователя, ошибки, вызванные этим изменением угла, непропорционально увеличиваются, если угол между распространением звука и направлением сосудов изменяется в результате обследования. Поэтому обычно рекомендуется не делать заявлений о скорости при обследовании с углом Доплера> 60 °. Однако зависимость от угла можно исключить, например, с помощью стерео измерительных головок . ${\ displaystyle f}$${\ displaystyle \ Delta f}$

Подробно о процедурах

При использовании метода непрерывного волнового доплера (CW Doppler) передатчик и приемник в преобразователе работают одновременно и непрерывно. Путем смешивания с подходящими высокочастотными сигналами и с электронными фильтрами спектр доплеровских частот или скоростей, а также направление может быть определено по возвратной волне в электронике оценки . Недостатком этого метода является то, что невозможно определить глубину ткани, из которой исходит доплеровское эхо. С другой стороны, также могут быть зарегистрированы относительно высокие скорости.

Напротив, при импульсном доплеровском режиме (PW Doppler) так называемый вентиль может быть установлен для измерения скорости с привязкой к местоположению в обычном B-режиме . Затем измеряется только скорость частиц крови, проходящих через эти ворота . Ультразвуковые сигналы короткой продолжительности отправляются датчиком, который функционирует как передатчик, так и как приемник. Осевое пространственное разрешение является мерой способности устройства, чтобы различать объекты , которые находятся близко друг к другу в направлении распространения импульса. Чем лучше должно быть осевое пространственное разрешение, тем шире должна быть полоса пропускания сигнала передачи. Поэтому обычно используются очень короткие импульсы, состоящие примерно из 2-3 волновых последовательностей. Чем короче длительность импульса, тем неопределеннее его частота и больше полоса пропускания. Поскольку небольшие доплеровские сдвиги больше не видны на одном волновом пакете из-за шума сигнала, присутствующего в сигнале , доплеровская частота определяется методом, использующим несколько различных последовательных импульсов передачи. В конечном итоге всегда измеряется изменение расстояния до рассеивающих частиц, присутствующих в измерительном объеме, за единицу времени. Это косвенное измерение доплеровской частоты во временной области. Если предельная скорость, зависящая от частоты повторения импульсов, превышена , скорость больше не может быть точно назначена. Этот эффект называется эффектом псевдонима .

В доплеровской сонографии с цветовой кодировкой локальная доплеровская частота (= средняя скорость потока) и диапазон ее колебаний определяются для большой области обычного ультразвукового изображения (цветное окно) . С его помощью хотелось бы оценить турбулентность потока. Однако из-за статистических движений рассеянных частиц диапазон колебаний скорости потока всегда больше, чем турбулентность. Результат накладывается на B-изображение в ложных цветах , то есть в оттенках красного и синего для разных скоростей крови и зеленого для турбулентности. Здесь красный цвет обычно обозначает движение к датчику, а потоки от датчика кодируются синими оттенками. Области скорости 0 подавляются электроникой.

• 

  Использование метода Доплера при обследовании сердца: регургитация митрального клапана

• 

  Цветной допплер и ПВ Доплер. Из-за высокой скорости потока и возникающего в результате эффекта наложения спектров скорость внутри стеноза кодируется синим цветом.

• 

  Тканевый доплер в миокарде

Специальным приложением является тканевой допплер (также тканевой допплер ), в котором измеряется и отображается не скорость кровотока, а скорость ткани, особенно миокарда. По сравнению с обычным доплеровским методом сдвиги частоты значительно ниже, поэтому этот метод исследования требует специальных модификаций устройства. Одним из применений тканевого допплера является визуализация деформации ( эластичности ) и скорости деформации (степени эластичности): здесь измеряется сократимость отдельных участков ткани сердечной мышцы , что, как можно надеяться, позволит лучше оценить региональное движение стенки.

Больше техник

Достижения в цифровой обработке сигналов с увеличением вычислительной мощности открыли новые области применения ультразвуковых устройств. Посредством цифрового кодирования звуковой волны можно четко отличить окружающий шум от звуковой волны, используемой для генерации изображения, и, таким образом, улучшить разрешение. Процессы, основанные на эффектах, подобных 3D сонографии, позволяют создавать панорамные изображения .

Были разработаны дальнейшие методы Доплера. Амплитудно-кодированный Доплера (Powerd-Доплера) не регистрирует скорость потока, но количество движущихся частиц и , следовательно , позволяет обнаруживать гораздо медленнее протекает , чем это возможно с помощью классического метода Допплера.

Использование ультразвукового контрастного вещества ( ультразвук с контрастным усилением ) или отображение кровотока в B-режиме расширяют возможности диагностики сосудов. В частности, все большее значение придается контрастным средствам, поскольку с их помощью можно делать заявления о достоинствах (доброкачественных или злокачественных) новых тканевых образований.

В конце 1990-х годов отображение B-изображений можно было снова улучшить по контрастности и пространственному разрешению с помощью Tissue Harmonic Imaging (THI). Этот метод является стандартным в современных коммерческих ультразвуковых системах.

Ошибки изображения

Желчный пузырь Gb , латеральное затенение LS , подавление звука в дистальном направлении SA за высокоотражающей диафрагмой, усиление звука в дистальном направлении SV

Rv реверберации

Артефакт хвоста кометы KS за петлей тонкой кишки

При создании изображений с помощью ультразвука могут возникать артефакты (ошибки изображения), которые не всегда считаются разрушительными, но также могут предоставить дополнительную информацию о тканях или материалах.

Очень характерный артефакт - это спекл- шум, вызванный интерференцией звуковых волн. Это причина чередования характерных светлых и темных пятен на небольшом расстоянии на ультразвуковых изображениях.

Распространенным артефактом является затенение ( дистальное гашение звука ) за сильно отражающими объектами с импедансом, который значительно отличается от остальной ткани, такой как кости, воздух или конкременты (отложения). Когда звук падает почти вертикально, возникает сильное эхо, но не при наклонном падении.

Дистальная усиления звука чрезмерно яркий показано позади ткань (дистальный) структура , которая поглощает мало. В общем, чтобы компенсировать ослабление ткани и, например, чтобы отображать ткань печени однородно по всей глубине , более глубокие сигналы усиливаются в большей степени с помощью компенсации усиления по времени или компенсации усиления по глубине . Например, если в печени есть желчный пузырь, ткань печени значительно светлее, чем остальная ткань печени, потому что желчь менее аттенуирующая, чем ткань печени, но ткань позади желчного пузыря осветляется с тем же коэффициентом усиления, что и окружающая ткань. ткань.

В случае круглых объектов краевые лучи могут отражаться; тогда на изображении отсутствуют краевые структуры и появляется затенение ( боковое затенение ).

В случае интерфейсов с высокой отражающей способностью могут возникать множественные отражения ( артефакт хвоста кометы , а также феномен «пониженного кольца» ) или зеркальные артефакты в виде виртуальных изображений объектов, расположенных перед интерфейсом.

Объекты могут казаться смещенными за областями с разной скоростью звука.

На краю заполненных жидкостью органов менее сфокусированный импульс генерирует эхо с низкой силой и размытыми контурами при попадании на наклонную граничную поверхность. Этот артефакт толщины слоя, особенно в заполненных жидкостью полых органах, таких как мочевой и желчный пузырь, может имитировать структуры, которых на самом деле не существует.

Неадекватное соединение преобразователя с поверхностью кожи приводит к появлению нескольких эхо-сигналов на одном и том же расстоянии без создания поддающегося оценке изображения ( реверберации ).

Аспекты безопасности

Использование ультразвука - безопасный метод визуализации. Выделение тепла и кавитация - возможные источники ущерба для людей и животных .

Кавитация

Кавитация (лат. Cavis, -is = пещера) - это эффект, при котором в ткани в фазе отрицательного давления звуковой волны образуются полости или пузырьки газа, которые разрушаются в фазе давления и могут вызвать повреждение ткани. Это тот же эффект, который используется в ультразвуковой очистке. Чем выше частота ультразвука, тем более высокое пиковое давление может выдержать ткань (или жидкости). Если используются интересующие диагностику частоты от 2 до 20 МГц, отрицательное звуковое давление не должно превышать 15  МПа, чтобы избежать кавитации в чистой, дегазированной воде . Однако сама ткань содержит так называемые «кавитационные микробы», которые способствуют образованию кавитационных пузырьков, так что кавитация в ткани может возникать даже при значительно более низких отрицательных звуковых давлениях. Особенно часто кавитация возникает при переходах между средами (материалами) с большой разницей в акустическом импедансе. Такие переходы обнаруживаются в организме в основном между мягкими тканями и костями или между мягкими тканями и областями, заполненными воздухом (легкие, кишечник). В настоящее время предполагается, что кавитация в организме человека не возникает ниже отрицательного пикового давления 4 МПа. Кавитацию также могут способствовать ультразвуковые контрастные вещества, поэтому кавитация может происходить ниже 4 МПа при использовании таких контрастных веществ.

тепло

Количество выделяемого тепла зависит от интенсивности поглощенного звука; Тепло рассеивается через кровоток и теплопроводность. Даже длительное повышение температуры на 1,5 К безвредно для здоровых тканей. Тем не менее время воздействия следует ограничивать. Подробно об отдельных процедурах:

В B-режиме мощность, вводимая на звуковой импульс, составляет от 1 до 10 мВт и распределяется по большому объему в течение времени обработки ультразвуком (для одиночного импульса) менее 1 мкс и частоты повторения импульсов значительно ниже 5 кГц.

В режиме (T) M вместо объема передается линия ткани с частотой повторения импульсов около 1 кГц.

Импульсный метод Доплера также осуществляется статически, но частота повторения импульсов до 30 кГц не намного выше , и перегрев может больше не быть исключена. Следовательно, последовательность импульсов и звуковое давление передачи должны выбираться в соответствующем соотношении, а время исследования должно быть как можно короче.

При использовании метода доплеровского непрерывного излучения мощность от 10 до 100 мВт постоянно применяется в небольшом объеме. Как и в случае с импульсным допплером, время обследования должно быть как можно короче.

Общий

Риск для здоровья маловероятен из-за интенсивностей, используемых в клинике, или из-за тщательной настройки и оптимизации параметров (мощность передачи, последовательность импульсов, продолжительность применения). Исследование, проведенное Управлением по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов ( FDA ) США, показало следующий диапазон безопасности: повреждение не происходит до тех пор, пока применяемое время воздействия интенсивности остается ниже 50 Вт · с / см² , хотя это не следует рассматривать как острый предел. ${\ displaystyle J}$${\ displaystyle t}$${\ displaystyle J \ cdot t \ leq 50 \, {\ tfrac {\ mathrm {Ws}} {\ mathrm {cm} ^ {2}}}}$

Существует международный стандарт безопасности для ультразвуковых устройств (IEC 60601-2-37), который не устанавливает никаких предельных значений и требует раскрытия только определенных акустических параметров устройства при соблюдении одного из следующих критериев: отрицательный звуковое давление выше 1 МПа, максимальное пространственное, временное. Средняя интенсивность более 100 мВт / см², интенсивность в зависимости от площади преобразователя звука более 20 мВт / см². Производитель должен создать систему управления рисками. Изготовитель должен указать предел для параметров безопасности (механический индекс MI и тепловой индекс TI) для своего устройства и обосновать его с учетом области применения.

Кроме того, FDA предостерегает от ненужных пренатальных обследований для создания фотографий или видео на память без каких-либо медицинских показаний (оправданий), как это предлагают некоторые сомнительные торговцы и врачи. Хотя нет надежных указаний на биологические эффекты, вызванные воздействием используемых в настоящее время диагностических инструментов, возможно, что такие эффекты будут обнаружены в будущем.

Физические основы

Сонография как метод визуализации в медицинской диагностике основана на том факте, что звуковые волны распространяются с разной скоростью в разных средах . Частично они отражаются на границах раздела с разным волновым сопротивлением , другая часть распространяется дальше - часто с измененным направлением. Для упрощения, например, обследование человека можно описать с помощью жидкости, в которой важные зависящие от материала параметры в тканях человека и воде резко меняются (см. Таблицу 1). По мере увеличения разницы в волновом сопротивлении увеличивается и отраженная часть. Из-за низкой сдвиговой вязкости в мягких материалах могут распространяться только неполяризуемые продольные волны.

Таблица 1: Размеры материалов (приблизительные значения)

Средняя	Скорость звука ${\ displaystyle c}$	Волновое сопротивление ${\ displaystyle Z}$	плотность ${\ displaystyle \ rho}$
воздуха	0340 м / с	410 кг / м³	1,2 кг / м³
Жир / вода / мозг / мышцы	1500 м / с	1,5 x 10 6 кг / м³	1000 кг / м³
Кость (компактная)	3600 м / с	6 x 10 6 кг / м³	1700 кг / м³

Следующие значения параметров звука являются обычными для диагностического сонографического исследования:

• Ультразвуковая частота :${\ displaystyle f = 1 \ ldots 40 \, \ mathrm {MHz}}$
• средняя интенсивность звука :${\ Displaystyle J = 100 \, {\ tfrac {\ mathrm {mW}} {\ mathrm {cm} ^ {2}}}}$
• изменение среднего давления (относительно атмосферного) .${\ displaystyle \ Delta p <0 {,} 6 \ cdot 10 ^ {5} \, \ mathrm {Pa}}$

Звуковые явления

Как и в волновой оптике, распространение звука сопровождается явлениями отражения , преломления , дифракции , рассеяния и поглощения . Отраженные и рассеянные звуковые волны регистрируются ультразвуковым датчиком как эхо, и, оценивая их силу и время прохождения, можно нанести на карту облучаемый объект.

отражение

Для отражения при перпендикулярном падении звука на гладких границах раздела между областями с разным импедансом коэффициент отражения (то есть отношение амплитуды отраженного звука к амплитуде падающего звука) рассчитывается по формуле: ${\ displaystyle Z}$ ${\ displaystyle R}$

${\ displaystyle R _ {\ mathrm {Ampl}} = {\ frac {Z_ {2} -Z_ {1}} {Z_ {2} + Z_ {1}}}}$

Следующее относится к соотношению интенсивностей звука:

${\ displaystyle R _ {\ mathrm {Int}} = \ left ({\ frac {Z_ {2} -Z_ {1}} {Z_ {2} + Z_ {1}}} \ right) ^ {2}}$

Чем больше разница в импедансе, тем сильнее отражение. По сравнению с оптикой , импеданс аналогичен показателю преломления . Чтобы как можно меньше потерять интенсивность из-за отражения во время перехода от зонда, генерирующего звук, к объекту обследования, импедансы зонда и тела должны быть небольшими. Воздух приводит к плохому проникновению звука в тело (см. Таблицу 1: результаты значений ), поэтому в качестве переходной среды используется гель на водной основе. По той же причине заполненные воздухом органы, такие как легкие и желудочно-кишечный тракт, или области, окруженные костями, труднодоступны или недоступны для ультразвуковых исследований: звуковые волны, поступающие в тело извне, отражаются на стыках этих органов. ${\ displaystyle R}$${\ Displaystyle R \ приблизительно 99 {,} 9 \, \%}$

рассеяние

В случае грубых поверхностей раздела, которые не расположены перпендикулярно ультразвуковому лучу, эхо все же может быть зарегистрировано, потому что диффузный конус излучения рассеивается обратно. Рассеяние неоднородностей генерирует сигналы, характерные для структуры ткани, из областей между границами раздела, благодаря чему можно различать типы тканей. Сила рассеяния изменяется в зависимости от диаметра рассеивающего центра. В «геометрической» области (для , с длиной звуковой волны) рассеяние сильное, например Б. в сосудах. На изображениях в B-режиме они светлее. В «стохастической» области ( ), как и в печени, разброс средний и составляет около 20% от общего поглощения. В «диапазоне Рэлея» ( ) разброс слабый, например, в крови. ${\ displaystyle a}$${\ displaystyle a \ gg \ lambda}$${\ displaystyle \ lambda}$${\ Displaystyle а \ приблизительно \ лямбда}$${\ displaystyle a \ ll \ lambda}$

поглощение

Звуковые поля поглощаются за счет рассеяния, внутреннего трения , неизэнтропического сжатия и возбуждения внутренних степеней свободы (вращения, колебания молекул) звуковой среды. Энергия преобразуется в тепло. Ослабление происходит экспоненциально с увеличением расстояния от преобразователя: . Коэффициент поглощения зависит от ткани и сильно зависит от частоты. Поскольку оно приблизительно пропорционально частоте, можно указать конкретное затухание в дБ / (см · МГц) . Для мягких тканей это 1 дБ / (см · МГц). По мере увеличения частоты звука диапазон уменьшается. Следовательно, частота, адаптированная к требуемой глубине проникновения (см. Таблицу 2), должна быть выбрана, чтобы иметь возможность исследовать определенный объект с технически возможным усилением. Поскольку разрешение лучше на более высоких частотах, всегда выбирается максимально возможная частота. Сигналы с большей глубины должны усиливаться электроникой обработки, но это выходит за рамки технических ограничений. Поэтому следующая таблица основана на этих технических пределах обнаружения, которые составляют от 100 дБ до примерно 10 МГц и падают примерно до 50 дБ до 40 МГц. ${\ displaystyle x}$${\ Displaystyle J (x) = J (0) e ^ {- \ mu x}}$${\ displaystyle \ mu}$

Таблица 2: Частотная зависимость диапазона исследования

частота ${\ displaystyle f}$	Макс. Недо- suchungstiefe ${\ displaystyle x}$	Область исследования
1 МГц	50 см
2-3,5 МГц	25-15 см	Плод, печень, сердце, ветеринария (крупные животные)
3,5 МГц	15 см	Почки, ветеринария (крупные собаки)
5 МГц	10 см	Мозг, ветеринария (собаки среднего размера)
7,5 МГц	7 см	Щитовидная железа, молочная железа, поверхностные сосуды, ветеринария (маленькие собаки, кошки)
8-9 МГц	6 см	Простата ( эндоскопическая )
10 МГц	5 см
11-12 МГц	4–3 см	Поджелудочная железа (во время операции)
7,5-15 МГц	7-2 см	Диагностика груди
20 МГц	1,2 см
21-24 МГц	1,1-0,9 см	Глаз, кожа
40 МГц	0,6 см	Кожа, сосуды

Генерация и обнаружение ультразвука

Генерация ультразвука и обнаружение отраженных эхо-сигналов в основном происходит электромеханически в преобразователе, который является частью зонда и основан на пьезоэлектрическом эффекте : в пьезоэлектрическом материале механическая деформация создает электрическую поляризацию, заряд на поверхности и, следовательно, генерируемое электрическое напряжение. Когда материал вибрирует, генерируется переменное напряжение (доказательство звуковых колебаний). И наоборот, эти кристаллы механически вибрируют при приложении переменного электрического напряжения (генерация звуковых колебаний). Прежде всего, используется керамика, такая как титанат бария, титанат свинца, цирконат свинца и метаниобат свинца. Они поляризованы за счет интенсивного нагрева и последующего охлаждения с приложением электрического напряжения.

Звуковое поле кругового ультразвукового преобразователя

Звуковое поле несфокусированного ультразвукового преобразователя 4 МГц с длиной ближнего поля N = 67 мм, отображаются амплитуды звуковых давлений.

Распространение и распределение интенсивности излучаемых звуковых волн, которые ограничены дифракцией, могут быть получены с хорошим приближением из предположения принципа Гюйгенса, согласно которому каждая точка на поверхности преобразователя излучает сферическую волну. Результат можно разделить на области в зависимости от расстояния до преобразователя: ${\ displaystyle z}$

Ближний диапазон характеризуется сильной интерференцией, что приводит к очень неоднородному распределению интенсивности. В дальней зоне формируется непрерывно расширяющийся луч. В фокусном диапазоне (между ближним и дальним) интенсивность группируется и уменьшается перпендикулярно оси луча. С : диаметром преобразователя,: длиной звуковой волны, он находится между ${\ displaystyle D}$${\ displaystyle \ lambda}$

${\ displaystyle z = \ left (1 \ ldots 2 \ right) \ cdot {\ frac {D ^ {2} - \ lambda ^ {2}} {4 \ lambda}},}$

где выражение или его приближение также называют длиной ближнего поля. ${\ Displaystyle N = (D ^ {2} - \ lambda ^ {2}) / (4 \ lambda)}$${\ Displaystyle N \ приблизительно D ^ {2} / (4 \ lambda)}$

В примере показано звуковое поле несфокусированного ультразвукового преобразователя с частотой f  = 4 МГц, диаметром преобразователя 10 мм для воды со скоростью звука c = 1500 м / с, определенное путем имитационных расчетов . Отображаются амплитуды звукового давления. Длина ближнего поля N = 67 мм. Можно распознать сильные трещины звукового поля в ближнем диапазоне и постепенное уменьшение звукового давления в дальнем диапазоне.

Звуковое поле сфокусированного ультразвукового преобразователя

Звуковое поле того же ультразвукового преобразователя (4 МГц, N = 67 мм) со сферически изогнутой поверхностью преобразователя с радиусом кривизны R  = 30 мм. Отображается звуковое давление.

Ультразвук можно сфокусировать с помощью кривизны поверхности преобразователя, с помощью акустической линзы или - с помощью многоканальных преобразователей соответствующей конструкции - с помощью подходящего управления отдельными элементами с задержкой по времени. Как правило, фокусировка происходит на точке в пределах длины ближнего поля, на которую обычно нацеливается в этой области . В принципе, невозможно сфокусироваться на местах дальше, чем длина ближнего поля. ${\ Displaystyle Z = (0 {,} 2 \ ldots 0 {,} 8) \ cdot N}$

В примере показано звуковое поле того же ультразвукового преобразователя, определенное расчетами моделирования, что и в предыдущем разделе. Фокусировка достигается за счет кривизны поверхности преобразователя (радиус кривизны R  = 30 мм). Отображаются амплитуды звукового давления.

Разрешающая способность

Пространственное разрешение - это мера способности измерительного устройства отдельно воспринимать объекты, расположенные близко друг к другу. Различают разрешение в направлении оси луча (осевое) и перпендикулярно оси (поперечное).

Боковой

Приемопередающее поле несфокусированного ультразвукового преобразователя (4 МГц, N = 67 мм) в фокусе при N = 67 мм.

Поперечное разрешение определяется путем измерения, толкая точечный объект в пределах фокальной области перед преобразователем перпендикулярно направлению распространения звука и построения графика амплитуды эхо-сигнала как функции местоположения (т. Е. Расстояния от ось балки). Ширина, при которой амплитуда принятого сигнала уменьшилась на 6 дБ по сравнению с максимумом, по обе стороны от максимума, принимается в качестве меры поперечного пространственного разрешения. Следующее применяется приблизительно ( : диаметр кругового преобразователя) в области фокусировки. За пределами диапазона фокусировки поперечное разрешение уменьшается с увеличением расстояния от преобразователя. ${\ displaystyle d}$${\ displaystyle d = D / 3}$${\ displaystyle D}$

Математически поперечное разрешение определяется пределом 6 дБ для так называемого поля приема-передачи, то есть квадратов звукового давления, рассчитанных для соответствующей измерительной системы. Возведение в квадрат звуковых давлений учитывает, что направленное действие ультразвукового преобразователя эффективно как при передаче, так и при приеме.

В примере показан разрез x / y ультразвукового преобразователя, описанного выше (4 МГц, диаметр преобразователя 10 мм, длина ближнего поля N = 67 мм) в фокусе на z = 67 мм. Предел 6 дБ окрашен в желтый цвет и имеет ширину примерно 2,8 мм.

В осевом направлении

Два слоя ткани, лежащие друг за другом в направлении звука, можно просто воспринимать отдельно, если от граничных поверхностей исходят два различимых эха. Основными факторами, определяющими осевое разрешение, являются:

• частота звука и
• длительность и форма сигнала возбуждения

Если используется простой метод эхо, разрешающая способность улучшается с увеличением частоты и ухудшается с увеличением длины сигнала возбуждения. Обычно используются широкополосные ультразвуковые преобразователи, которые стимулируются коротким прямоугольным импульсом. Длина и форма сигнала возбуждения обычно не изменяются, и результирующие эхо-сигналы от слоя ткани имеют примерно 2 или 3 колебания с постепенно возрастающей и спадающей огибающей . Полученные сигналы можно различить только в том случае, если они не перекрываются во времени. Из-за двойного пути прохождения звука в методе эхо-импульса (туда и обратно) для передачи сигнала длиной 3 колебания требуется минимальное расстояние между слоями в 1,5 длины ультразвуковой волны. В случае сигнала с частотой 5 МГц, например, длина волны и, следовательно, осевое разрешение составляет приблизительно 0,45 мм. ${\ Displaystyle \ lambda = 0 {,} 3 \, \ mathrm {мм}}$

При использовании специально кодированных широкополосных сигналов возбуждения продолжительность сигнала возбуждения не является единственным решающим фактором, поскольку эхо-сигналы могут быть значительно сокращены и, таким образом, разделены с использованием подходящих математических методов. Корреляционная функция переданного и принятого сигналов оценивается методом сжатия импульсов , например, с помощью ЛЧМ- сигналов . Таким образом, несмотря на большую продолжительность сигнала, достигается значительно лучшее разрешение сигнала и отсутствие шума, чем при использовании простого метода эха. В настоящее время он используется в основном в исследовательских целях.

Обычные значения

Типичные пространственные разрешения, которые могут быть достигнуты в зависимости от частоты передачи, следующие:

Рынок УЗИ

Цена на ультразвуковые устройства сильно зависит от оборудования (например, количества датчиков и дополнительного программного обеспечения) и качества. Размер варьируется от размера смартфона до формата ноутбука и от размера до систем весом 200 кг, которые напоминают узкий стол с ПК на колесиках. Также на рынке представлены простые устройства Доплера для прослушивания сердцебиения плода.

Общий объем продаж «ультразвукового оборудования» в 2004 году составил около четырех миллиардов долларов во всем мире и ежегодно увеличивается примерно на три-четыре процента. Наиболее важными поставщиками являются GE, Philips, Siemens и Toshiba с долей рынка по 20 процентов каждый. Больше всего растут сегменты с 3D и 4D дисплеем. Кроме того, быстро растет рынок портативных устройств; здесь Сонозит - лидер рынка. В сегментах кардиологии и радиологии размещено примерно столько же систем, сколько и в акушерстве.

обучение

Обучение в области сонографии проходит в немецкоязычных странах частично уже во время учебы в медицине. Однако большая часть обучения проходит во время соответствующей специальной подготовки. В сонографии есть различные подспециализации: Б. Эхокардиография, которую изучают во время соответствующей специальной подготовки, чтобы стать кардиологом.

В отличие от этого, в других системах здравоохранения существуют специальные учебные программы или курсы обучения, цель которых, например, стать специалистом по сонографии (США).

симуляция

Во время обучения в медицинском институте или ординатуре может быть сложно одновременно получить доступ к пациентам и опытным специалистам по ультразвуковой диагностике. Соответственно, появился рынок симуляторов и симуляторов.

Фантомы

Фантомы - это копии, которые ведут себя так же, как человеческое тело на ультразвуковом аппарате. Фантомы должны показывать реалистичные изображения.

Симуляторы

Ультразвуковые симуляторы - это устройства, которые, помимо прочего, должны представлять собой преобразователь для имитации ультразвукового исследования. Изображения обычно создаются искусственно, как в компьютерной игре.

Приложения для ультразвукового симулятора

Недавно стали доступны приложения- симуляторы УЗИ , то есть приложения для смартфонов . Их преимущество заключается в том, что многие случаи заболевания невозможно представить и применить на местном уровне. Созданные изображения являются подлинными от некоторых производителей, поэтому возможна более высокая степень реалистичности. Управление происходит на планшете или смартфоне. Смартфон может образовывать виртуальный преобразователь для управления планшетом.

Первое реалистичное приложение-симулятор УЗИ было разработано в 2018 году компанией Scanbooster.

Смотри тоже

• Специальные методы: внутрисосудистое УЗИ · Эндобронхиальное УЗИ
• Области применения: пренатальная диагностика · эхокардиография · тонкое УЗИ · эндосонография · УЗИ молочных желез.
• Аналогичные процедуры: эластография · оптическая когерентная томография · нейтронная томография · лазерное сканирование.

литература

• Корнелиус Борк: Ультразвуковая диагностика. В: Вернер Э. Герабек , Бернхард Д. Хааге, Гундольф Кейл , Вольфганг Вегнер (ред.): Enzyklopädie Medizingeschichte. Де Грюйтер, Берлин / Нью-Йорк 2005, ISBN 3-11-015714-4 , стр. 1428 f.
• Кристоф Ф. Дитрих (Ред.): Ультразвуковой курс. Органная презентация базового, продвинутого и заключительного курсов. В соответствии с директивами KBV, DEGUM, ÖGUM и SGUM. 6-е, полностью переработанное и дополненное издание. Deutscher Ärzteverlag, Кельн 2012, ISBN 978-3-7691-0615-2 .
• Олаф Дёссель : Процедуры визуализации в медицине. От техники к медицинскому применению . 1-е издание. Springer, Berlin et al. 2000, ISBN 3-540-66014-3 .
• Х. Фендель (Ред.): Praenatale Dopplerdiagnostik. Допплерография и морфология маточно-фетоплацентарного сосудистого русла при беременностях с высоким риском . Стейнкопфф, Дармштадт 1992, ISBN 3-7985-0919-0 .
• Т. Грау (Ред.): Ультразвук в анестезии и интенсивной терапии. Учебник ультразвуковой диагностики . Deutscher Ärzte-Verlag, Кельн 2007, ISBN 978-3-7691-1200-9 .
• Хайнц Морнебург (ред.): Системы визуализации для медицинской диагностики. Рентгенодиагностика и ангиография, компьютерная томография, ядерная медицина, магнитно-резонансная томография, сонография, интегрированные информационные системы . 3-е существенно переработанное и дополненное издание. Publicis MCD Verlag, Erlangen 1995, ISBN 3-89578-002-2 .
• Карл-Детлев Реймерс, Хартмут Галрапп, Генрих Келе (редакторы): сонография мышц, сухожилий и нервов. Техника исследования и интерпретация результатов . 2-е исправленное и дополненное издание. Deutscher Ärzte-Verlag, Кельн 2004, ISBN 3-7691-1188-5 .
• Гюнтер Шмидт (ред.): Учебное пособие по ультразвуку. В соответствии с директивами DEGUM и KBV . 4-е полностью переработанное и дополненное издание. Тиме Верлаг, Штутгарт и др. 2004 г., ISBN 3-13-119104-X .
• Гюнтер Шмидт (ред.): Сонографический дифференциальный диагноз. Обучающий атлас для систематического анализа изображений с более чем 2500 примерами результатов . Тиме Верлаг, Штутгарт и др. 2002, ISBN 3-13-126141-2 .
• Бернхард Виддер, Михаэль Гёртлер: Допплерография и дуплексная сонография сосудов, снабжающих мозг . 6-е расширенное и полностью переработанное издание. Springer, Berlin et al. 2004 г., ISBN 3-540-02236-8 .
• Клаус Веттер : Допплерография во время беременности. Вайнхайм и др., Базель и др. 1991, ISBN 3-527-15472-8 .

веб ссылки

• Атлас внутреннего УЗИ клиники Альбертинен в Гамбурге
• Коллоквиум по ультразвуковым исследованиям в Мангейме-Людвигсхафене: ссылки на веб-сайты, посвященные ультразвуковым исследованиям, и коллекции случаев, обширная коллекция случаев
• Немецкое общество ультразвука в медицине (DEGUM)
• Обзор и современные разработки (на английском)

Индивидуальные доказательства

1. ^ Штайнер, Шнайдер: Допплерография в акушерстве и гинекологии . 3. Издание. ISBN 3-642-20938-6 , стр. 72 ф.
2. ↑ Р. Кубале и др.: Дуплексная сонография с цветовой кодировкой: междисциплинарное ультразвуковое исследование сосудов. 2002, ISBN 3-13-128651-2 .
3. ^ Дэвид Х. Эванс, У. Норман МакДикен: Ультразвук Допплера - Физика, Инструментальные и Клинические Применения. 2-е издание, Wiley, 2000, ISBN 978-0-471-97001-9 .
4. ↑ Джордж Р. Сазерленд, Лив Хатл, Пит Клаус, Ян Д'Хуг, Барт Х. Биджненс: Допплеровская визуализация миокарда: Учебник . BSWK bvba, 2006, ISBN 90-810592-1-1 . 
5. ↑ uniklinik-duesseldorf.de (PDF) стр.17 .
6. ↑ uniklinik-duesseldorf.de (PDF) стр. 18.
7. ↑ Эльфгард Кюнике: Упругие волны в слоистых системах твердых тел - моделирование с помощью методов интегрального преобразования - расчеты моделирования для ультразвуковых приложений . TIMUG e. V., ISBN 3-934244-01-7 .
8. ↑ Й. Крауткремер, Х. Крауткремер: Испытания материалов с помощью ультразвука. Спрингер, Берлин, ISBN 978-3-540-15754-0 .
9. ↑ T. Misaridis, JA Jensen: Использование модулированных сигналов возбуждения в медицинском ультразвуке . (Часть I-III). В: IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control , 2005, ( ieee-uffc.org ( Memento от 3 июля 2010 г. в Интернет-архиве ; PDF))
10. ↑ PR-скачок. 27 октября 2006 г .; Проверено 28 января 2009 г.
11. ^ Frost & Sullivan Research Services. 26 октября 2004 г .; Проверено 28 января 2009 г.
12. ↑ Семинар по сонографии и стажировка | Университетская больница Ульма. Проверено 26 ноября 2019 года . 
13. ↑ (M uste r) logbook Документация о повышении квалификации в соответствии с (образцом) правил повышения квалификации (MWBO) по повышению квалификации специалистов по внутренним болезням и кардиологии. (PDF) Немецкая медицинская ассоциация, 18 февраля 2011, доступ к 26 ноябрю 2019 года . 
14. ↑ Ресурсы для студентов: Требования к ARDMS и руководства по применению. Проверено 26 ноября 2019 года . 
15. ↑ Фантом ультразвукового исследования плода "SPACEFAN-ST" | Продукты: Визуализирующие фантомы для обучения ультразвуку / радиологии | Kyotokagaku Co., Ltd. Проверено 7 декабря 2019 года . 
16. ↑ Трансабдоминальный ультразвуковой симулятор. В: ScanTrainer - Обучение навыкам ТА. Проверено 7 декабря 2019 года (американский английский). 
17. ↑ Тренажер для обучения ультразвуковому обучению на основе учебной программы. В: ScanTrainer. Проверено 7 декабря 2019 года (американский английский). 
18. ↑ Добро пожаловать в Scanbooster, первое в мире реалистичное приложение для ультразвукового симулятора. Проверено 7 декабря 2019 года (британский английский). 
19. ↑ Приложение Scanbooster PRO Ultrasound Simulator - Реалистичная сонография. Проверено 7 декабря 2019 года (британский английский). 
20. ↑ Добро пожаловать в Scanbooster, первое в мире реалистичное приложение для ультразвукового симулятора. Проверено 7 декабря 2019 года (британский английский).