Недостатками метода являются:

• получение суммарной информации во всем диапазоне глубин без возможности выделения отдельных участков вследствие отсутствия разрешающей способности по глубине (большой по глубине контрольный объем);

• зависимость точности оценки спектра скоростей, а иногда и самой возможности оценки спектра от угла α между осью УЗ-луча и направлением кровотока (например — в случае α = 0 и за пределами критических углов оценка спектра невозможна);

• сложность работы для врача ввиду необходимости манипулирования датчиком и его ориентацией для того, чтобы в ультразвуковой луч датчика попал только один наблюдаемый сосуд и был выбран нужный угол наблюдения.

Области применения метода непрерывноволнового доплера — исследование кровотока в периферических сосудах, анализ атриовентрикулярного и аортального кровотока.

Основной недостаток метода непрерывно волнового доплера — отсутствие разрешающей способности по глубине — исключается в методе импульсно-волнового доплера.

Соответственно, минимальное расстояние по глубине между элементами, при котором они воспринимаются отдельно (разрешаются), равно: ∆L = с * t / 2. Если истинный спектр частот доплеровского сдвига имеет относительно малую ширину, так что ширина его не превышает частоты повторения импульсов F — то измерение спектра частот доплеровского сдвига, возможно.

Перечислим основные достоинства метода импульсноволнового доплера:

• наличие разрешающей способности по глубине, что позволяет выделять отдельные малые участки для оценки скорости кровотока (малые контрольные объемы);

• достаточно высокая чувствительность и точность оценки количественных диагностически значимых характеристик кровотока;

• простое совмещение режима PW с режимом В в ультразвуковых сканерах и реализация дуплексного режима работы В + D.

Недостатки метода импульсноволнового доплера:

• возможность неоднозначного измерения спектра скоростей и, вследствие этого, появления искажения спектра скоростей (aliasing-эффект);

• неоднозначность определения глубины контрольного объема при больших частотах повторения импульсов (режим HPRF) и, как следствие, получение

• мешающей дополнительной информации;

• зависимость оценки спектра скоростей от угла между осью УЗ-луча и направлением кровотока (аналогично методу непрерывноволнового доплера).

Характеристика затухания ультразвуковых волн учитывается коэффициентом затухания, который определяет декремент уменьшения интенсивности распространяющихся волн от расстояния Z по экспоненциальному закону.

В общем случае коэффициент затухания а3 ультразвуковых волн складывается из коэффициентов поглощения аn и рассеивания аp, зависящих от частоты. Коэффициент поглощения ультразвука в биологических средах определяется на макромолекулярном уровне.

Децибел (дБ) - десятая часть бела, то есть десятая часть логарифма безразмерного отношения физической величины к одноименной физической величине, принимаемой за исходную.

Амплитуда эхосигналов несет информацию о процессах поглощения, рассеяния и обратно отражения ультразвуковых зондирующих импульсов в исследуемой среде. Путем измерения этих величин, являющихся параметрами эхоизображения, могут быть определены: глубина залегания неоднородности, направление на нее, линейные размеры и расстояния между несколькими неоднородностями. На основании этих измерений может быть вычислена геометрия исследуемых объектов: площадь, периметр, объем и др. параметры исследуемых объектов.

А-режим (Amplitude mode) – информация отображается в виде графика амплитуды отраженного сигнала на разном удалении от датчика.

В-режим (Brightness mode) - интенсивность отраженного сигнала выражается в виде яркости точки расположенной на определенной глубине. Используется во всех режимах для получения черно-белого (в серой шкале) изображения.

М-режим (Motion mode) – развернутый во времени В-режим, используемый для регистрации динамических процессов. Это единственный одномерный режим, использующийся до настоящего времени в кардиологических исследованиях.

Двумерный (2D) режим (Two-Dimension mode, Bimodal) позволяет формировать изображение в одной плоскости (томограмму). Этот режим формируется путем последовательного перемещения ультразвукового луча в одной плоскости методом последовательной активизации пьезокристаллов в линейной матрице или ротационным движением пьезокристалла. Данный режим является основным для всех ультразвуковых исследований.

Постоянный (СЦВ) режим (Continuois Wave Doppler mode) –отображает временной график изменения скорости кровотока на всем протяжении ультразвукового луча. Широко используется в исследованиях кровотока в периферических сосудах.

Импульсный (PWD) режим (Pulse Ware Doppler mode) – отображает временной график изменения скорости кровотока в заданном контрольном объеме, что выгодно его отличает от CWD (рисунок 12). Импульсный режим работы пьезокристалла с выраженной временной задержкой не позволяет регистрировать быстропротекающие процессы (предел Найквиста).

Цветовой (CID) режим (Color Image Doppler mode) – одновременная регистрация кровотока в 64-256 контрольных объемах с последующей цветовой кодировкой основных параметров (направление-цвет, скорость интенсивность цвета, ламинарность - однородность цвета), в отличии от предыдущих доплеровских режимов CID дает возможность только качественной (визуальной) оценки нормальных и патологических потоков крови в выбранном сечении (рисунок 13).

Энергетический (PD) режим (Power Doppler mode) – основан на принципе цветного доплеровского режима, для повышения чувствительности которого к низкоскоростным потокам используется интеграл мощности спектра доплеровского сигнала. В отличие от CD энергетический режим позволяет визуализировать кровоток без дифференциации его скорости, направления и ламинарности потока

Режим двойной гармоники (Harmonic Imaging) – вариант доплеровского метода, основанного на свойстве ультразвука, отраженного от микропузырьков газа (эхоконтраста), удваивать свою частоту по сравнению с исходной. Это позволяет определить кровоток в мелких сосудах, за счет усиления сигнала от крови и его подавление от окружающих тканей. Усиление отраженного сигнала возникает, если частота УЗ приближается к резонансной частоте микропузырьков (примерно 3 МГц), которая зависит от размеров и механических свойств капсулы.__

Денситометрия (Densitometry) – измерение акустической плотности выделенного участка (зоны интереса) в виде графика распределения

Кинетометрия (Rinetic Imaging) – измерение характера и амплитуды движущихся структур

Акустическая томография (AT) основана на решении обратных задач рассеяния рефракции. Отличие акустической томографии от традиционного эхоимпульсного (радиолокационного) метода ультразвукового зондирования. В обоих случаях предполагается угловое сканирование объекта, однако для восстановления его структуры методом томографии необходим пространственно разнесенный прием акустических сигналов. Чаще всего в AT используется приближение геометрической оптики (лучевое приближение). При этом, источником информации о среде является не коэффициент затухания, а скорость распространения звука.

Преобразование Радона — интегральное преобразование функции многих переменных, родственное преобразованию Фурье.

Преобразование Радона имеет простой геометрический смысл — это интеграл от функции вдоль прямой, перпендикулярной вектору n = (cosα ,sinα ) и проходящей на расстоянии s (измеренного вдоль вектора n , с соответствующим знаком) от начала координат.

Преобразование Фурье — преобразование функции, превращающее её в совокупность частотных составляющих. Более точно, преобразование Фурье — это интегральное преобразование, которое раскладывает исходную функцию на базисные функции, в качестве которых выступают синусоидальные функции, то есть представляет исходную функцию в виде интеграла синусоид различной частоты, амплитуды и фазы.