Фізика ультразвуку

Глава з І тома керівництва з ультразвукової діагностики, написаного співробітниками кафедри ультразвукової діагностики Російської медичної академії післядипломної освіти (CD 2001) під ред.Митькова В.В.

(Статтю виявлено на просторах Інтернету)

1. Фізичні властивості ультразвуку
2. Відображення та розсіювання
3. Датчики та ультразвукова хвиля
4. Прилади повільного сканування
5. Прилади швидкого сканування
6. Прилади для доплерографії
7. Артефакти
8. Контроль якості роботи ультразвукової апаратури
9. Біологічна дія ультразвуку та безпека
10. Нові напрямки в ультразвуковій діагностиці
11. Література
12. Тестові питання

ФІЗИЧНІ ВЛАСТИВОСТІ УЛЬТРАЗВУКУ

Застосування ультразвуку у медичній діагностиці пов'язані з можливістю отримання зображення внутрішніх органів прокуратури та структур. Основою методу є взаємодія ультразвуку із тканинами тіла людини. Отримання зображення можна розділити на дві частини. Перша - випромінювання коротких ультразвукових імпульсів, спрямоване в досліджувані тканини, і друге формування зображення на основі відбитих сигналів. Розуміння принципу роботи ультразвукової діагностичної установки, знання основ фізики ультразвуку та його взаємодії з тканинами тіла людини допоможуть уникнути механічного, бездумного використання приладу і, отже, грамотніше підходити до процесу діагностики.

Звук - це механічна поздовжня хвиля, в якій коливання частинок знаходяться в тій же площині, що й напрямок розповсюдження енергії (рис. 1).

Мал. 1. Візуальне та графічне подання змін тиску та щільності в ультразвуковій хвилі.

Хвиля переносить енергію, але з матерію. На відміну від електромагнітних хвиль (світло, радіохвилі тощо) для поширення звуку необхідне середовище - воно не може поширюватися у вакуумі. Як і всі хвилі, звук можна описати рядом параметрів. Це частота, довжина хвилі, швидкість поширення в середовищі, період, амплітуда та інтенсивність. Частота, період, амплітуда та інтенсивність визначаються джерелом звуку, швидкість поширення - середовищем, а довжина хвилі - і джерелом звуку, і середовищем. Частота - це кількість повних коливань (циклів) за період часу в 1 секунду (рис. 2).

Мал. 2. Частота ультразвукової хвилі 2 цикли в 1 с = 2 Гц

Одиницями вимірювання частоти є герц (Гц) та мегагерц (МГц). Один герц – це одне коливання за секунду. Один мегагерц = 1000000 герц. Що робить звук "ультра"? Це частота. Верхня межа чутного звуку – 20000 Гц (20 кілогерц (кГц)) – є нижньою межею ультразвукового діапазону. Ультразвукові локатори кажанів працюють у діапазоні 25÷500 кГц. У сучасних ультразвукових приладах для отримання зображення використовують ультразвук частотою від 2 МГц і вище. Період — це час, необхідний отримання одного повного циклу коливань (рис. 3).

Мал. 3. Період ультразвукової хвилі.

Одиницями виміру періоду є секунда (с) та мікросекунда (мкс). Одна мікросекунда є однією мільйонною часткою секунди. Період (мкс) = 1/частота (МГц). Довжина хвилі – це довжина, яку займає у просторі одне коливання (рис. 4).

Одиниці виміру - метр (м) і міліметр (мм). Швидкість поширення ультразвуку – це швидкість, з якою хвиля переміщається серед.Одиницями швидкості поширення ультразвуку є метр за секунду (м/с) та міліметр у мікросекунду (мм/мкс). Швидкість поширення ультразвуку визначається щільністю та пружністю середовища. Швидкість поширення ультразвуку збільшується зі збільшенням пружності та зменшення щільності сріли. У таблиці 2.1 наведено швидкості поширення ультразвуку в деяких тканинах тіла людини.

Середня швидкість поширення ультразвуку в тканинах тіла людини становить 1540 м/с — на цю швидкість запрограмовано більшість ультразвукових діагностичних приладів. Швидкість поширення ультразвуку (С), частота (f) та довжина хвилі (λ) пов'язані між собою наступним рівнянням: С = f × λ. Так як у нашому випадку швидкість вважається постійною (1540 м/с), то дві змінні f і λ, що залишилися, пов'язані між собою назад пропорційною залежністю. Чим вища частота, тим менша довжина хвилі і тим менші розміри об'єктів, які ми можемо побачити. Ще одним важливим параметром середовища є акустичний опір (Z). Акустичний опір - це твір значення щільності середовища та швидкості поширення ультразвуку. Опір (Z) = густина (р) × швидкість поширення (С).

Для отримання зображення в ультразвуковій діагностиці використовується не ультразвук, що випромінюється безперервно трансд'юсером (постійною хвилею), а ультразвук, що випромінюється у вигляді коротких імпульсів (імпульсний).Він генерується при додатку до п'єзоелементу коротких електричних імпульсів. Для характеристики імпульсного ультразвуку використовують додаткові параметри. Частота повторення імпульсів - це число імпульсів, що випромінюються в единіу часу (секунду). Частота повторення імпульсів з міряєте я в герцах (Гц) і кілогерцях (кГц). Тривалість імпульсу – це тимчасова довжина одного імпульсу (рис. 5).

Мал. 5. Тривалість ультразвукового імпульсу.

Вимірюється в секундах (с) та мікросекундах (мкс). Фактор зайнятості - це частина часу, коли відбувається випромінювання (у формі імпульсів) ультразвуку. Просторова довжина імпульсу (ППІ) - це довжина простору, в якому розміщується один ультразвуковий імпульс (рис. 6).

Мал. 6. Просторова довжина імпульсу.

Для м'яких тканин просторова довжина імпульсу (мм) дорівнює добутку 1,54 (швидкість поширення ультразвуку в мм/мкс) та числа коливань (циклів) в імпульсі (n), віднесеному до частоти МГц. Або ППІ = 1,54 × n/f. Зменшення просторової протяжності імпульсу можна досягти (а це дуже важливо для поліпшення осьової роздільної здатності) за рахунок зменшення числа коливань імпульсу або збільшення частоти. Амплітуда ультразвукової хвилі - це максимальне відхилення фізичної змінної, що спостерігається, від середнього значення (рис. 7).

Мал. 7. Амплітуда ультразвукової хвилі

Інтенсивність ультразвуку - це відношення потужності хвилі до площі, за якою розподіляється ультразвуковий потік. Вимірюється у ватах на квадратний сантиметр (Вт/кв.см). При рівній потужності випромінювання що менше площа потоку, то вище інтенсивність. Інтенсивність також пропорційна квадрату амплітуди.Тож якщо амплітуда подвоюється, то інтенсивність вчетверяется. Інтенсивність неоднорідна як за площею потоку, так і, у разі імпульсного ультразвуку, у часі.

При проходженні через будь-яке середовище спостерігатиметься зменшення амплітуди та інтенсивності ультразвукового сигналу, яке називається загасанням. Згасання ультразвукового сигналу викликається поглинанням, відображенням та розсіюванням. Одиницею згасання є децибел (дБ). Коефіцієнт згасання - це ослаблення ультразвукового сигналу на единиудовжини шляху цього сигналу (дБ/см). Коефіцієнт згасання зростає із збільшенням частоти. Усереднені коефіцієнти згасання в м'яких тканинах та зменшення інтенсивності ехосигналу в залежності від частоти представлені у таблиці 2.2.

Відображення та розсіювання

При проходженні ультразвуку через тканини на межі середовищ з різним акустичним опором та швидкістю проведення ультразвуку виникають явища відбиття, заломлення, розсіювання та поглинання. Залежно від кута говорять про перпендикулярне і похило (під кутом) падіння ультразвукового променя. При перпендикулярному падінні ультразвукового променя він може бути повністю відбитий або частково відображений, частково проведений через межу двох середовищ; при цьому напрям ультразвуку, що перейшов з одного середовища в інше середовище, не змінюється (рис. 8).

Мал. 8. Перпендикулярне падіння ультразвукового променя.

Інтенсивність відбитого ультразвуку і ультразвуку, що пройшов межу середовищ, залежить від початкової інтенсивності і різниці акустичних опорів середовищ. . Таким чином, якщо тканини мають різні щільності, але однаковий акустичний опір - відбиття ультразвуку. З іншого боку, при великій різниці акустичних опорів прагне до 100%. тканини тіла людини використовують сполучні середовища (гель). променя визначають кут падіння, кут відбиття та кут заломлення (рис. 9).

9. Відображення, заломлення.

Кут падіння дорівнює куту відбиття. Заломлення - це зміна напряму розповсюдження ультразвукового променя при перетині ним межі середовищ з різними швидкостями проведення ультразвуку. Синус кута заломлення, а, отже, і сам кут Заломлення тим більше, чим більше різниця швидкостей поширення ультразвуку в двох середовищах.Говорячи про відображенні, слід мати на увазі, що в тому випадку, коли довжина хвилі набагато більше розмірів нерівностей поверхні, що відбиває, має місце дзеркальне відображення (описане вище). У випадку, якщо довжина хвилі порівнянна з нерівностями поверхні, що відбиває або є неоднорідність самого середовища, відбувається розсіювання ультразвуку.

Мал. 10. Зворотне розсіювання.

При зворотному розсіюванні (рис. 10) ультразвук відбивається у тому напрямі, звідки надійшов вихідний промінь. Інтенсивність розсіяних сигналів збільшується зі збільшенням неоднорідності середовища та збільшенням частоти (тобто зменшенням довжини хвилі) ультразвуку. Розсіювання відносно мало залежить від напрямку падаючого променя і, отже, дозволяє краще візуалізувати поверхні, що відбивають, не кажучи вже про паренхім органів. Для того щоб відбитий сигнал був правильно розташований на екрані, необхідно знати не тільки напрямок випромінюваного сигналу, але і відстань до відбивача. Ця відстань дорівнює 1/2 добутку швидкості ультразвуку в середовищі на час між випромінюванням та прийомом відбитого сигналу (рис. 11). Твір швидкості на якийсь час ділиться навпіл, оскільки ультразвук проходить подвійний шлях (від випромінювача до відбивача і назад), а нас цікавить тільки відстань від випромінювача до відбивача.

Мал. 11. Вимірювання відстані за допомогою ультразвуку.

ДАТЧИКИ ТА УЛЬТРАЗВУКА ХВИЛЬ

Для отримання ультразвуку використовуються спеціальні перетворювачі - трансд'юсери, які перетворюють електричну енергію на енергію ультразвуку. Одержання ультразвуку базується на зворотному п'єзоелектричному ефекті.Суть ефекту полягає в тому, що якщо до певних матеріалів (п'єзоелектриків) докласти електричну напругу, то станеться зміна їхньої форми (рис. 12).

Мал. 12. Зворотний п'єзоелектричний ефект.

З цією метою в ультразвукових приладах найчастіше застосовуються штучні п'єзоелектрики, такі як цирконат або титанат свинцю. За відсутності електричного струму п'єзоелемент повертається до вихідної форми, а за зміни полярності знову відбудеться зміна форми, але у зворотному напрямі. Якщо до п'єзоелементу додати швидкозмінний струм, то елемент почне з високою частотою стискатися і розширюватися (тобто коливатися), генеруючи ультразвукове поле. Робоча частота трансдьюсера (резонансна частота> визначається відношенням швидкості поширення ультразвуку в п'єзоелементі до подвоєної товщини цього п'єзоелемента. Детектування відбитих сигналів базується на прямому п'єзоелектричному ефекті (рис. 13).

Мал. 13. Прямий п'єзоелектричний ефект.

Сигнали, що повертаються, викликають коливання п'єзоелемента і поява на його гранях змінного електричного струму. В цьому випадку п'єзоелемент функціонує як ультразвуковий датчик. Зазвичай в ультразвукових приладах для випромінювання та прийому ультразвуку використовуються одні й самі елементи. Тому терміни "перетворювач", "трансд'юсер", "датчик" є синонімами. Ультразвукові датчики є складними пристроями і, залежно від способу розгортки зображення, діляться на датчики для приладів повільного сканування (одноелементні) і швидкого сканування (сканування в реальному часі) — механічні та електронні. Механічні датчики можуть бути одно- та багатоелементні (анулярні).Розгортка ультразвукового променя може досягатися за рахунок хитання елемента, обертання елемента або хитання акустичного дзеркала (рис. 14).

Мал. 14. Механічні секторні датчики.

Зображення в цьому випадку має форму сектора (секторні датчики) або кола (кругові датчики). Електронні датчики є багатоелементними і залежно від форми зображення можуть бути секторними, лінійними, конвексними (опуклими) (рис. 15).

Мал. 15. Електронні багатоелементні датчики.

Розгорнення зображення в секторному датчику досягається за рахунок хитання ультразвукового променя з його одночасним фокусуванням (рис. 16).

Мал. 16. Електронний секторний датчик із фазованою антеною.

У лінійних та конвексних датчиках розгортка зображення досягається шляхом збудження групи елементів з покроковим їх переміщенням вздовж антеної решітки з одночасним фокусуванням (рис. 17).

Мал. 17. Електронний лінійний датчик.

Ультразвукові датчики в деталях відрізняються пристроєм один від одного, проте їхня принципова схема представлена ​​на малюнку 18.

Мал. 18. Влаштування ультразвукового датчика.

Одноелементний трансд'юсер у формі диска у режимі безперервного випромінювання утворює ультразвукове поле, форма якого змінюється залежно від відстані (рис. 19).

Мал. 19. Два поля нефокусованого трансд'юсера.

Іноді можуть спостерігатися додаткові ультразвукові потоки, що отримали назви бічних пелюсток. Відстань від диска на довжину довжини ближнього поля (зони) називається ближньою зоною. Зона за кордоном ближньої називається далекою. Довжина ближньої зони дорівнює відношенню квадрата діаметра трансд'юсера до 4 довжин хвилі. У дальній зоні діаметр ультразвукового поля збільшується.Місце найбільшого звуження ультразвукового променя називається зоною фокусу, а відстань між трансд'юсером та зоною фокусу – фокусною відстанню. Існують різні способи фокусування ультразвукового променя. Найбільш простим способом фокусування є акустична лінза (рис. 20).

Мал. 20. Фокусування за допомогою акустичної лінзи.

З її допомогою можна сфокусувати ультразвуковий промінь на певній глибині, що залежить від кривизни лінзи. Цей спосіб фокусування не дозволяє оперативно змінювати фокусну відстань, що незручно у практичній роботі. Іншим способом фокусування є використання акустичного дзеркала (рис. 21).

Мал. 21. Фокусування за допомогою акустичного дзеркала.

У цьому випадку, змінюючи відстань між дзеркалом та трансд'юсером, ми змінюватимемо фокусну відстань. У сучасних приладах із багатоелементними електронними датчиками основою фокусування є електронне фокусування (рис. 17). Маючи систему електронного фокусування, ми можемо з панелі приладу змінювати фокусну відстань, однак для кожного зображення ми матимемо лише одну зону фокусу. Так як для отримання зображення використовуються дуже короткі ультразвукові імпульси, що випромінюються 1000 разів на секунду (частота повторення імпульсів 1 кГц), то 99,9% часу прилад працює як приймач відбитих сигналів. Маючи такий запас часу, можна запрограмувати прилад таким чином, щоб при першому отриманні зображення було вибрано ближню зону фокусу (рис. 22) та інформацію, отриману з цієї зони, було збережено.

Мал. 22. Спосіб динамічного фокусування.

Далі – вибір наступної зони фокусу, отримання інформації, збереження. І так далі.В результаті виходить комбіноване зображення, сфокусоване по всій глибині. Слід зазначити, що такий спосіб фокусування вимагає значних часових витрат на отримання одного зображення (кадра), що викликає зменшення частоти кадрів і мерехтіння зображення. променя? Справа в тому, що чим уже промінь, тим краще бічна (латеральна, по азимуту) роздільна здатність. Бічна роздільна здатність - це мінімальна відстань між двома об'єктами, розташованими перпендикулярно напрямку поширення енергії, які подаються на екрані монітора у вигляді роздільних структур (рис. 23).

23. Спосіб динамічного фокусування.

Бічна роздільна здатність дорівнює діаметру ультразвукового променя.

Рис. 24. Осьова роздільна здатність: чим коротший ультразвуковий імпульс, тим вона краща.

Осьова роздільна здатність залежить від просторової протяжності ультразвукового імпульсу - чим коротший імпульс, тим краще роздільна здатність.

ПРИЛАДИ ПОВІЛЬНОГО СКАНУВАННЯ

В даний час прилади повільного (ручного, складного) сканування становлять лише історичний інтерес.Однак їх основні компоненти зберігаються і в сучасних приладах (з використанням сучасної елементної бази). Серцем є головний генератор імпульсів (у сучасних апаратах – потужний процесор), який керує всіма системами ультразвукового приладу (рис. 25).

Мал. 25. Блок-схема ручного сканера.

Генератор імпульсів посилає електричні імпульси на трансдьюсер, який генерує ультразвуковий імпульс і спрямовує їх у тканини, приймає відбиті сигнали, перетворюючи в електричні коливання. Ці електричні коливання далі прямують на радіочастотний підсилювач, якого зазвичай підключається тимчасово-амплітудний регулятор посилення (ВАРУ) — регулятор компенсації тканинного поглинання по глибині. Зважаючи на те, що згасання ультразвукового сигналу в тканинах відбувається за експоненційним законом, яскравість об'єктів на екрані зі збільшенням глибини прогресивно падає (рис. 26).

Мал. 26. Компенсація тканинного поглинання.

Використання лінійного підсилювача, тобто. підсилювача, що пропорційно підсилює всі сигнали, призвело б до перепідсилення сигналів у безпосередній близькості від датчика при спробі поліпшення візуалізації глибоко розташованих об'єктів. Використання логарифмічних підсилювачів дозволяє вирішити цю проблему. Ультразвуковий сигнал посилюється пропорційно часу затримки його повернення — що пізніше повернувся, то сильніше посилення. Таким чином, застосування Вару дозволяє отримати на екрані зображення однакової яскравості по глибині. Посилений таким чином радіочастотний електричний сигнал потім подається на демодулятор, де він випрямляється і фільтрується і ще раз посилений на відеопідсилювачі подається на екран монітора.

Для збереження зображення на екрані монітора потрібна відеопам'ять. Вона може бути розділена на аналогову та цифрову. Перші монітори дозволяли надавати інформацію в аналоговій бістабільній формі. Пристрій, що називається дискримінатором, дозволяв змінювати поріг дискримінації — сигнали, інтенсивність яких була нижчою за поріг дискримінації, не проходили через нього і відповідні ділянки екрану залишалися темними. Сигнали, інтенсивність яких перевищувала поріг дискримінації, представлялися на екрані як білих точок. При цьому яскравість точок не залежала від абсолютного значення інтенсивності відбитого сигналу – усі білі точки мали однакову яскравість. При такому способі представлення зображення - він отримав назву "бістабільний" - добре були видно межі органів і структури з високою здатністю, що відображає (наприклад, нирковий синус), однак, оцінити структуру паренхіматозних органів не уявлялося можливим. Поява в 70-х роках приладів, які дозволяли передавати на екрані монітора відтінки сірого кольору, знаменувало початок епохи сірошкальних приладів. Ці прилади давали можливість отримувати інформацію, яка була недосяжною при використанні приладів із бістабільним зображенням. Розвиток комп'ютерної техніки та мікроелектроніки дозволив невдовзі перейти від аналогових зображень до цифрових. Цифрові зображення в ультразвукових установках формуються на великих матрицях (зазвичай 512 × 512 пікселів) із числом градацій сірого 16-32-64-128-256 (4-5-6-7-8 біт). При візуалізації на глибину 20 см на матриці 512 × 512 пікселів один піксел буде відповідати лінійним розмірам 0,4 мм.На сучасних приладах є тенденція до збільшення розмірів дисплеїв без втрати якості зображення і на приладах середнього класу 12-дюймовий екран (30 см по діагоналі) стає звичайним явищем.

Електронно-променева трубка ультразвукового приладу (дисплей, монітор) використовує гостро сфокусований пучок електронів для отримання яскравої плями на екрані, покритому спеціальним фосфором.

При А-типі розгортки (Amplitude) по одній осі відкладається відстань від датчика, з іншого — інтенсивність відбитого сигналу (рис. 27).

27. А-тип розгортки сигналу.

У сучасних приладах А тип розгортки практично не використовується.

В-тип розгортки (Brightness - яскравість) дозволяє уздовж лінії сканування отримати інформацію про інтенсивність відбитих сигналів у вигляді відмінності яскравості окремих точок, що становлять цю лінію.

Приклад екрана: зліва розгортка B, праворуч M та кардіограма.

М-тип (іноді ТМ) розгортки (Motion — рух) дозволяє реєструвати рух (переміщення) структур, що відображають у часі. .

28. М-тип розгортки.

Для отримання двовимірного томографічного зображення необхідно тим чи іншим чином переміщення лінії сканування вздовж площини сканування У приладах повільного сканування це досягалося переміщенням датчика вздовж поверхні тіла пацієнта вручну.

ПРИЛАДИ ШВИДКОГО СКАНУВАННЯ

Прилади швидкого сканування, або, як їх частіше називають, прилади, що працюють у реальному часі, наразі повністю замінили прилади повільного або ручного сканування. Це з цілою низкою переваг, якими мають ці прилади: можливість оцінювати рух органів прокуратури та структур у часі (тобто. практично у той час часу); різке зменшення витрат часу дослідження; можливість проводити дослідження через невеликі акустичні вікна.

Якщо прилади повільного сканування можна порівняти з фотоапаратом (отримання нерухомих зображень), то прилади, що працюють у реальному часі - з кіно, де нерухомі зображення (кадри) з великою частотою змінюють одне одного, створюючи враження руху.

У приладах швидкого сканування використовуються, як говорилося вище, механічні та електронні секторні датчики, електронні лінійні датчики, електронні конвексні (опуклі) датчики, механічні радіальні датчики.

Певний час тому на ряді приладів з'явилися трапецієподібні датчики, поле зору яких мало трапецієподібну форму, однак вони не показали переваг щодо конвексних датчиків, але самі мали цілий ряд недоліків.

В даний час найкращим датчиком для дослідження органів черевної порожнини, заочеревинного простору та малого тазу є конвексний. Він має відносно невелику контактну поверхню і дуже велике поле зору в середній і дальній зонах, що спрощує і прискорює проведення дослідження.

При скануванні ультразвуковим променем результат кожного проходу повного променя називається кадром. Кадр формується із великої кількості вертикальних ліній (рис. 29).

Мал. 29. Формування зображення окремими лініями.

Кожна лінія це як мінімум один ультразвуковий імпульс. Частота повторення імпульсів для отримання сірошкального зображення в сучасних приладах становить 1 кГц (1000 імпульсів за секунду).

Існує взаємозв'язок між частотою повторення імпульсів (ЧПІ), числом ліній, що формують кадр, і кількістю кадрів за одиницю часу: ЧПИ = число ліній × частота кадрів.

На екрані монітора якість зображення буде визначатися, зокрема, щільністю ліній. Для лінійного датчика щільність ліній (ліній/см) є відношенням числа ліній, що формують кадр, до ширини частини монітора, на якому формується зображення.

Для датчика секторного типу щільність ліній (ліній/градус) - відношення числа ліній, що формують кадр, до кута сектора.

Чим вище частота кадрів, встановлена ​​в приладі, тим (при заданій частоті повторення імпульсів) менше число ліній, що формують кадр, менше щільність ліній на екрані монітора, нижче якість зображення, що отримується. Зате при високій частоті кадрів ми маємо гарний тимчасовий дозвіл, що дуже важливо при ехокардіографічних дослідженнях.

ПРИЛАДИ ДЛЯ ДОППЛЕРОГРАФІЇ

Ультразвуковий метод дослідження дозволяє отримувати як інформацію про структурний стан органів прокуратури та тканин, а й характеризувати потоки в судинах. В основі цієї здатності лежить ефект Допплера - зміна частоти звуку, що приймається при русі щодо середовища джерела або приймача звуку або тіла, що розсіює звук. Він спостерігається через те, що швидкість поширення ультразвуку в будь-якому однорідному середовищі є постійною. Отже, якщо джерело звуку рухається з постійною швидкістю, звукові хвилі, що випромінюються в напрямку руху, ніби стискаються, збільшуючи частоту звуку.Хвилі, що випромінюються у зворотному напрямку, хіба що розтягуються, викликаючи зниження частоти звуку (рис. 30).

30. Ефект Доплера.

Шляхом зіставлення вихідної частоти ультразвуку зі зміненою можна визначити доллеровский зрушення і розрахувати швидкість Не має значення, чи випромінюється звук об'єктом, що рухається, або цей об'єкт відображає звукові хвилі. можуть виступати рухомі еритроцити. як позитивним (якщо відбивач рухається до джерела звуку), так і негативним (якщо відбивач рухається від джерела звуку). напрямом руху відбивача (рис. 31).

Рис. 31. Кут між падаючим променем та напрямком струму крові.

Для отримання допплерівської інформації застосовуються два типи пристроїв - постійнохвильові та імпульсні У постійнохвильовому допплерівському приладі датчик складається з двох трансд'юсерів: один з них постійно випромінює ультразвук, інший постійно приймає відбиті сигнали. ультразвуку (чутний діапазон) і передає сигнал на Постійнохвильові прилади детектують кровотік майже по всьому ходу ультразвукового променя або, іншими словами, мають великий контрольний об'єм.Однак великий контрольний об'єм корисний при розрахунку падіння тиску при стенозі клапанів серця.

Для того, щоб оцінити кровотік у будь-якій конкретній області, необхідно розмістити контрольний об'єм у досліджуваній ділянці (наприклад, усередині певної судини) під візуальним контролем на екрані монітора. Це може бути досягнуто під час використання імпульсного приладу. Існує верхня межа доплерівського зсуву, яка може бути детектована імпульсними приладами (іноді її називають межею Найквіста). Він становить приблизно 1/2 частоти повторення імпульсів. За його перевищення відбувається спотворення доплерівського спектра (aliasing). Чим вище частота повторення імпульсів, тим більший зсув допплерів може бути визначений без спотворень, проте тим нижче чутливість приладу до низькошвидкісних потоків.

Зважаючи на те, що ультразвукові імпульси, що направляються в тканини, містять велику кількість частот крім основної, а також через те, що швидкості окремих ділянок потоку неоднакові, відбитий імпульс складається з великої кількості різних частот (рис. 32).

Мал. 32. Графік спектра ультразвукового імпульсу.

За допомогою швидкого перетворення Фур'є частотний склад імпульсу може бути представлений у вигляді спектра, який може бути зображений на екрані монітора у вигляді кривої, де по горизонталі відкладаються частоти зсуву доплерівського, а по вертикалі - амплітуда кожної складової.За допплерівським спектром можливо визначати велику кількість швидкісних параметрів кровотоку (максимальна швидкість, швидкість в кінці діастоли, середня швидкість і т.д.), проте ці показники є кутозалежними і їхня точність залежить від точності корекції кута. І якщо у великих незвивистих судинах корекція кута не викликає проблем, то в дрібних звивистих судинах (судини пухлини) визначити напрямок потоку досить складно. Для вирішення цієї проблеми було запропоновано ряд майже кутозалежних індексів, найбільш поширеними з яких є індекс резистентності та пульсаторний індекс. Індекс резистентності є відношенням різниці максимальної та мінімальної швидкостей до максимальної швидкості потоку (рис. 33). Пульсаторний індекс є відношенням різниці максимальної та мінімальної швидкостей до середньої швидкості потоку.

Мал. 33. Розрахунок індексу резистентності та пульсаторного індексу.

Отримання доплерівського спектру з одного контрольного обсягу дозволяє оцінювати кровотік у дуже невеликій ділянці. Колірна візуалізація потоків (колірне допплерівське картування) дозволяє отримувати двовимірну інформацію про кровотоки в реальному часі на додаток до звичайної двовимірної сірошкальної візуалізації. Колірна допплерівська візуалізація розширює можливості імпульсного принципу отримання зображення. Сигнали, відбиті від нерухомих структур, розпізнаються і видаються у сірошкальному вигляді. Якщо відбитий сигнал має частоту, відмінну від випромінюваного, це означає, що він відбився від об'єкта, що рухається. У цьому випадку проводиться визначення доплерівського зсуву, його знак та величина середньої швидкості.Ці параметри використовуються для визначення кольору, його насиченості та яскравості. Зазвичай напрямок потоку до датчика кодується червоним, а від датчика - синім кольором. Яскравість кольору визначається швидкістю потоку.

В останні роки з'явився варіант колірного доплерівського картування, який отримав назву "енергетичного доплера" (Power Doppler). При енергетичному допплері визначається значення доплерівського зсуву у відбитому сигналі, яке енергія. Такий підхід дозволяє підвищити чутливість методу до низьких швидкостей, зробити його майже незалежним, щоправда, ціною втрати можливості визначення абсолютного значення швидкості та напряму потоку.

АРТЕФАКТИ

Артефакт в ультразвуковій діагностиці - це поява на зображенні неіснуючих структур, відсутність існуючих структур, неправильне розташування структур, неправильна яскравість структур, неправильні контури структур, неправильні розміри структур. Реверберація, один з найбільш часто зустрічаються артефактів, спостерігається в тому випадку, якщо ультразвуковий імпульс потрапляє між двома або більше поверхнями, що відбивають. При цьому частина енергії ультразвукового імпульсу багаторазово відбивається від цих поверхонь, щоразу частково повертаючись до датчика через рівні проміжки часу (рис. 34).

Мал. 34. Реверберація.

Результатом цього буде поява на екрані монітора неіснуючих відбивних поверхонь, які будуть розташовуватися за другим відбивачем на відстані, що дорівнює відстані між першим і другим відбивачами. Зменшити реверберацію іноді вдається зміною положення датчика. Варіантом реверберації є артефакт, який отримав назву "хвіст комети".Він спостерігається у тому випадку, коли ультразвук викликає власні коливання об'єкта. Цей артефакт часто спостерігається за дрібними бульбашками газу або дрібними металевими предметами. Зважаючи на те, що далеко не завжди весь відбитий сигнал повертається до датчика (рис. 35), виникає артефакт ефективної відбивної поверхні, яка менша за реальну відбивну поверхню.

Мал. 35. Ефективна відбивна поверхня.

Через це артефакту розміри конкрементів, що визначаються за допомогою ультразвуку, зазвичай трохи менше, ніж справжні. Заломлення може спричинити неправильне положення об'єкта на отриманому зображенні (рис. 36).

Мал. 36. Ефективна відбивна поверхня.

У тому випадку, якщо шлях ультразвуку від датчика до структури, що відбиває, і назад не є одним і тим же, виникає неправильне положення об'єкта на отриманому зображенні. Дзеркальні артефакти - це поява об'єкта, що знаходиться по один бік сильного відбивача з іншого боку (рис. 37).

Мал. 37. Дзеркальний артефакт.

Дзеркальні артефакти часто виникають у діафрагми.

Артефакт акустичної тіні (рис. 38) виникає за структурами, що сильно відбивають або сильно поглинають ультразвук. Механізм утворення акустичної тіні аналогічний формуванню оптичної.

Мал. 38. Акустична тінь.

Артефакт дистального лсевдопосилення сигналу (рис. 39) виникає позаду слабо поглинають ультразвук структур (рідинні, рідина містять утворення).

Мал. 39. Дистальне псевдопосилення луни.

Артефакт бічних тіней пов'язаний з заломленням і іноді інтерференцією ультразвукових хвиль при падінні ультразвукового променя по дотичній на опуклу поверхню (кіста, шийковий відділ жовчного міхура) структури, швидкість проходження ультразвуку в якій істотно відрізняється від навколишніх тканин (рис. 40).

Мал. 40. Бічні тіні.

Артефакти, пов'язані з неправильним визначенням швидкості ультразвуку, виникають через те, що реальна швидкість поширення ультразвуку в тій чи іншій тканині більша або менша за усереднену (1,54 м/с) швидкість, на яку запрограмований прилад (рис. 41).

Мал. 41. Спотворення через відмінність у швидкості проведення ультразвуку (V1 і V2) різними середовищами.

Артефакти товщини ультразвукового променя - це поява, головним чином в рідина містять органах, пристінкових відбитків, обумовлених тим, що ультразвуковий промінь має конкретну товщину і частина цього променя може одночасно формувати зображення органу і зображення поруч розташованих структур (рис. 42).

Мал. 42. Артефакт товщини ультразвукового променя.

КОНТРОЛЬ ЯКОСТІ РОБОТИ УЛЬТРАЗВУКОВОЇ АПАРАТУРИ

Контроль якості ультразвукового обладнання включає визначення відносної чутливості системи, осьової і бічної роздільної здатності, мертвої зони, правильності роботи вимірювача відстані, точності реєстрації, правильності роботи ВАРУ, визначення динамічного діапазону сірої шкали і т.д. Для контролю за якістю роботи ультразвукових приладів використовуються спеціальні тест-об'єкти або тканинно-еквівалентні фантоми (рис. 43). Вони є комерційно доступними, однак у нашій країні мало поширені, що робить практично неможливим провести перевірку ультразвукового діагностичного обладнання на місцях.

Мал. 43.Тест-об'єкт Американського інституту ультразвуку у медицині.

БІОЛОГІЧНА ДІЯ УЛЬТРАЗВУКУ І БЕЗПЕКА

Біологічна дія ультразвуку та його безпека для хворого постійно дискутується у літературі. Знання про біологічний вплив ультразвуку базуються на вивченні механізмів впливу ультразвуку, вивченні ефекту впливу ультразвуку на клітинні культури, експериментальних дослідженнях на рослинах, тваринах і, нарешті, на епідеміологічних дослідженнях.

Ультразвук може викликати біологічну дію шляхом механічних та теплових впливів. Згасання ультразвукового сигналу відбувається через поглинання, тобто. перетворення енергії ультразвукової хвилі на тепло. Нагрів тканин збільшується із збільшенням інтенсивності випромінюваного ультразвуку та його частоти. Кавітація - це утворення в рідині пульсуючих бульбашок, заповнених газом, парою або їх сумішшю. Однією з причин виникнення кавітації може бути ультразвукова хвиля. Так шкідливий ультразвук чи ні?

Дослідження, пов'язані з впливом ультразвуку на клітини, експериментальні роботи на рослинах та тваринах, а також епідеміологічні дослідження дозволили зробити Американському інституту ультразвуку в медицині таку заяву, яку востаннє було підтверджено у 1993 році:

"Ніколи не повідомлялося про підтверджені біологічні ефекти у пацієнтів або осіб, які працюють на приладі, викликаних опроміненням (ультразвуком), інтенсивність якого типова для сучасних ультразвукових діагностичних установок.Хоча існує можливість, що такі біологічні ефекти можуть бути виявлені в майбутньому, сучасні дані вказують, що користь для хворого при розумному використанні діагностичного ультразвуку переважує потенційний ризик, якщо такий взагалі існує.

НОВІ НАПРЯМКИ В УЛЬТРАЗВУКОВОЇ ДІАГНОСТИЦІ

Відбувається бурхливий розвиток ультразвукової діагностики, постійне вдосконалення ультразвукових діагностичних приладів. Можна припустити кілька основних напрямів розвитку цього діагностичного методу.

Можливе подальше вдосконалення допплерівських методик, особливо таких як енергетичний доплер, допплерівська колірна візуалізація тканин.

Тривимірна ехографія у майбутньому може стати дуже важливим напрямом ультразвукової діагностики. На даний момент існують кілька комерційно доступних ультразвукових діагностичних установок, що дозволяють проводити тривимірну реконструкцію зображень, проте поки клінічне значення цього напряму залишається незрозумілим.

Концепція застосування ультразвукових контрастів була вперше висунута R.Gramiak та P.M.Shah наприкінці шістдесятих при ехокардіографічному дослідженні. В даний час існує комерційно доступний контраст "Еховіст" (Шерінг), який застосовується для візуалізації правих відділів серця. Нещодавно він був модифікований зі зменшенням розмірів часток контрасту і може рециркулювати в кровоносній системі людини (Лівовіст, Шерінг). Цей препарат суттєво покращує доплеровський сигнал, як спектральний, так і колірний, що може виявитися суттєвим для оцінки пухлинного кровотоку.

Внутрішньопорожнинна ехографія з використанням ультратонких датчиків відкриває нові можливості для дослідження порожнистих органів і структур.Однак в даний час широке застосування цієї методики обмежується високою вартістю спеціалізованих датчиків, які до того ж можуть застосовуватись для дослідження обмежену кількість разів (1÷40).

Комп'ютерна обробка зображень з метою об'єктивізації інформації, що отримується, є перспективним напрямом, який може в майбутньому поліпшити точність діагностики незначних структурних змін у паренхіматозних органах. На жаль, отримані на цей час результати суттєвого клінічного значення немає.

Тим не менш, те, що ще вчора здавалося в ультразвуковій діагностиці далеким майбутнім, стало сьогодні звичайною рутинною практикою і, ймовірно, найближчим часом ми станемо свідками впровадження нових ультразвукових діагностичних методик у клінічну практику.

ЛІТЕРАТУРА

1. American Institute of Ultrasound in Medicine. AIUM Bioeffects Committee. - J. Ultrasound Med. - 1983; 2: R14.
2. AIUM Evaluation of Biological Effects Research Reports. Bethesda, MD, American Institute of Ultrasound in Medicine, 1984.
3. American Institute of Ultrasound in Medicine. AIUM Safety Statements. - J. Ultrasound Med. - 1983; 2: R69.
4. American Institute of Ultrasound in Medicine. Statement on Clinical Safety. - J. Ultrasound Med. - 1984; 3: R10.
5. Banjavic RA. Design і maintenance of quality assurance for diagnostic ultrasound equipment. - Semin. Ultrasound - 1983; 4: 10-26.
6. Bioeffects Committee. Safety Considerations для Diagnostic Ultrasound. Laurel, MD, American Institute of Ultrasound in Medicine, 1991.
7. Bioeffects Conference Subcommittee. Bioeffects and Safety of Diagnostic Ultrasound. Laurel, MD, American Institute of Ultrasound in Medicine, 1993.
8. Eden A. Search for Christian Doppler. New York, Springer-Verlag, 1992.
9. Evans DH, McDicken WN, Skidmore R, et al. Doppler Ultrasound: Physics, Instrumentation, і Clinical Applications.New York, Wiley & Sons, 1989.
10. Gill RW. Спосіб blood flow by ultrasound: accuracy and sources of errors. - Ultrasound Med. Biol. - 1985; 11: 625-641.
11. Guyton AC. Textbook of Medical Physiology. 7th edition. Philadelphia, WB Saunders, 1986, 206-229.
12. Hunter ТВ, Haber K. A comparison of real-time scanning with conventional static B-mode scanning. - J. Ultrasound Med. - 1983; 2: 363-368.
13. Kisslo J, Adams DB, Belkin RN. Doppler Color Flow Imaging. New York, Churchill Livingstone, 1988.
14. Kremkau FW. Біологічні ефекти і можливі hazards. In: Campbell S, ed. Ultrasound в Obstetrics and Gynecology. London, WB Saunders, 1983, 395-405.
15. Kremkau FW. Doppler angle error due to refraction. - Ultrasound Med. Biol. - 1990; 16: 523-524. - 1991; 17: 97.
16. Kremkau FW. Doppler shift frequency data. - J. Ultrasound Med. - 1987; 6: 167.
17. Kremkau FW. Безпека і тривалі терміни ultrasound: Які ви бачите ваших пацієнтів. In: Platt LD, ed. Perinatal Ultrasound; Clin. Obstet. Gynecol. - 1984; 27: 269-275.
18. Kremkau FW. Technical topics (a column appearing bimonthly в Reflections section). - J. Ultrasound Med. - 1983; 2.
19. Laing FC. Загально об'єднані матеріали в клінічних ultrasound. - Semin. Ultrasound -1983; 4: 27-43.
20. Merrit CRB, ed. Doppler Color Imaging. New York, Churchill Livingstone, 1992.
21. MilnorWR. Хемодинамічні. 2nd edition. Baltimore, Williams & Wilkins, 1989.
22. Nachtigall PE, Moore PWB. Animal Sonar. New York, Plenum Press, 1988.
23. Nichols WW, O'Rourke MF. McDonald's Blood Flow in Arterials. Philadelphia, Lea & Febiger, 1990.
24. Powis RL, Schwartz RA. Практичний Doppler Ultrasound для Clinician. Baltimore, Williams & Wilkins, 1991.
25. Safety Considerations для Diagnostic Ultrasound. Bethesda, MD, American Institute of Ultrasound in Medicine, 1984.
26. Smith HJ, Zagzebski J.Basic Doppler Physics. Madison, Wl, Medical Physics Publishing, 1991.
27. Zweibel WJ. Review of basic terms in diagnostic ultrasound. - Semin. Ultrasound - 1983; 4: 60-62.
28. Zwiebel WJ. Physics. - Semin. Ultrasound - 1983; 4:1–62.
29. П. Голямін, гол. ред. Ультразвук. Москва, "Радянська Енциклопедія", 1979.

ТЕСТОВІ ПИТАННЯ

1. Основою ультразвукового методу дослідження є:
   A. візуалізація органів та тканин на екрані приладу
   Б. взаємодія ультразвуку з тканинами тіла людини
   B. прийом відбитих сигналів
   р. випромінювання ультразвуку
   Д. срібне представлення зображення на екрані приладу
2. Ультразвук - це звук, частота якого не нижче:
   A. 15 кГц
   Б. 20000 Гц
   B. 1 МГц Р. 30 Гц Д. 20 Гц
3. Швидкість поширення ультразвуку зростає, якщо:
   A. щільність середовища зростає
   Б. щільність середовища зменшується
   B. пружність зростає
   р. щільність, пружність зростають
   Д. густина зменшується, пружність зростає
4. Середня швидкість поширення ультразвуку в м'яких тканинах становить:
   A. 1450 м/с
   Б. 1620 м/с
   B. 1540 м/с
   р. 1300 м/с
   Д. 1420 м/с
5. Швидкість поширення ультразвуку визначається:
   A. частотою
   Б. амплітудою
   B. довжиною хвилі
   р. періодом
   Д. середовищем
6. Довжина хвилі в м'яких тканинах із збільшенням частоти:
   A. зменшується
   Б. залишається незмінною
   B. збільшується
7. Маючи значення швидкості поширення ультразвуку та частоти, можна розрахувати:
   A. амплітуду
   Б. період
   B. довжину хвилі
   р. амплітуду та період Д. період та довжину хвилі
8. Зі збільшенням частоти коефіцієнт загасання в м'яких тканинах:
   A. зменшується
   Б. залишається незмінним
   B. збільшується
9. Який з наступних параметрів визначає властивості середовища, через яке проходить ультразвук:
   A. опір
   Б. інтенсивність
   B. амплітуда
   Г частота
   Д. період
10. Який параметр з наступних не може бути визначений із існуючих:
    A. частота
    Б. період
    B. амплітуда
    р. довжина хвилі
    Д. швидкість поширення
11. Ультразвук відбивається від межі середовищ, що мають відмінності в:
    A. щільності
    Б. акустичний опір
    B. швидкість поширення ультразвуку
    р. пружності
    Д. швидкості поширення ультразвуку та пружності
12. Для того, щоб розрахувати відстань до відбивача, потрібно знати:
    A. згасання, швидкість, щільність
    Б. згасання, опір
    B. згасання, поглинання
    р. час повернення сигналу, швидкість
    Д. щільність, швидкість
13. Ультразвук може бути сфокусований:
    A. викривленим елементом
    Б. викривленим відбивачем
    B. лінзою
    р. фазованою антеною
    Д. усім переліченим вище
14. Осьова роздільна здатність визначається:
    A. фокусуванням
    Б. відстанню до об'єкта
    B. типом датчика
    р. числом коливань у імпульсі
    Д. середовищем
15. Поперечна роздільна здатність визначається:
    A. фокусуванням
    Б. відстанню до об'єкта
    B. типом датчика
    р. числом коливань у імпульсі
    Д середовищем

Глава з I тома керівництва з ультразвукової діагностики,

написаного співробітниками кафедри ультразвукової діагностики

Російській медичній академії післядипломної освіти

УЗІ-апарат: пристрій, принцип роботи

Апарати УЗД (ультразвукової діагностики) відіграють важливу роль у медицині, оскільки дозволяють візуалізувати внутрішні органи та тканини пацієнтів. Цей діагностичний метод дозволяє обстежити внутрішні органи, оцінити стан плода під час вагітності, виявити кісти, новоутворення, запальні захворювання та інші патології.УЗ-діагностика безпечна для здоров'я, допомагає лікарям швидко отримати необхідну інформацію та розробити оптимальний план лікування.

УЗД: особливості

УЗ-діагностика – це неінвазивний метод обстеження пацієнтів за допомогою ультразвукових хвиль. Зазвичай це хвилі з частотою 2—18 МГц, що достатньо хорошої деталізації внутрішніх органів прокуратури та м'яких тканин. Як працює УЗД-апарат? Згенеровані УЗ-хвилі направляються спеціальним датчиком усередину тіла хворого. Тканини, через які вони проходять, в залежності від їх густини та складу розсіюють або поглинають їх. Ці зміни реєструє датчик (трансд'юсер). Він передає дані для обробки комп'ютера. Після їхнього аналізу на екрані з'являється детальне зображення досліджуваних органів. Лікар проводить оцінку їх форми, розмірів, структури.

Принцип роботи

Спробуємо розібратися із принципом роботи УЗД-апарату. Його функціонування поділяють кілька етапів:

• генерація УЗ-хвиль усередині трансд'юсера;
• їх напрям усередину тіла: датчик щільно прикладають до шкіри з нанесеним на неї спеціальним гелем для покращення передачі хвиль;
• проходження ультразвуку через тканини;
• реєстрування відбитих хвиль трансд'юсером;
• обробка даних комп'ютером;
• візуалізація зображення на екрані у чорно-білому або кольоровому форматі.

Будова

Обладнання включає такі елементи:

• панель керування;
• монітор;
• комп'ютерну складову: жорсткий диск тощо;
• периферійні прилади: кардіограф тощо;
• датчики УЗД;
• плати та модулі управління УЗ-хвилями тощо;
• блоки живлення;
• джерело безперебійного електроживлення, вбудований захист.

Частоти

Чим менша величина цього параметра, тим глибше проникає ультразвук.Частоту можна регулювати за потреби. Від неї залежить, на якій відстані можна візуалізувати об'єкти окремо. Якість зображення покращується з підвищенням даного параметра, але при цьому УЗ-хвилі гірше проникають у тіло, що призводить до зниження глибини візуалізації. Підбір частоти у разі здійснюється індивідуально. Він залежить від вихідних даних хворого, завдання дослідження.

Звукова хвиля та її характеристики

Виділяють поперечні та поздовжні звукові хвилі. При використанні поперечних хвиль окремі частинки середовища розташовуються перпендикулярно їм, що притаманно кісток та інших твердих тканин. У другому випадку окремі елементи коливаються вздовж напрямку УЗ-хвилі. Це властиво газам, рідинам, м'яким тканинам.

Звуковим хвиль притаманні такі основні характеристики:

• довжина;
• частота;
• швидкість розповсюдження;
• амплітуда.

Головним параметром є довжина. Вона дорівнює відрізку шляху, який хвиля пробігає за проміжок часу. За цей час проходить повний цикл одного вагання. Наприклад, для поздовжніх хвиль це певне постійне значення відстані, якою відбуваються чергування зон стискування і розрідження, а поперечних — сегменти зсуву вниз-вверх.

Mindray Resona i9 Exp

Mindray Imagyn i9 Easi

Hitachi Arietta 65

УЗ-датчик

У ультразвукового сканера є УЗ-датчик, який генерує ультразвукові хвилі. Вони відбиваються від тканин і вловлюються тим самим датчиком у формі ехо-сигналів. Отримані дані він надсилає на комп'ютер. Той, своєю чергою, створює з їхньої основі зображення. Головний елемент пристрою – п'єзоелектричний кристал. Саме він генерує та приймає УЗ-хвилі.Нещодавно з'явилися монокристалічні датчики, що дозволило значно покращити якість зображення.

Різновиди датчиків

Існують три основні типи датчиків: секторні, лінійні та конвексні. Лінійні дозволяють здійснювати сканування на глибину до 10 см і добре підходять для обстеження дрібних суглобів, судин та м'язів. Конвексні датчики дозволяють проводити дослідження на глибині до 25 см і застосовуються для аналізу стану сечостатевої системи, органів малого тазу, черевної порожнини. Мікроконвекс активно користуються при обстеженні дітей, в першу чергу новонароджених. Секторні пристрої затребувані щодо стану серця і проміжків між ребрами, а фазовані секторні — вивчення структур, прихованих за реберними дугами та інші твердими перешкодами.

Додаткові датчики

Ці пристрої бувають різних видів:

1. Вагінальні та ректальні, або внутрішньопорожнинні: використовуються в гінекології та урології.
2. Біпланові: завдяки їм вдається отримати зображення внутрішніх органів у різних зрізах, як поздовжніх, так і поперечних.
3. Об'ємні: дають можливість отримати три- та чотиривимірні зображення.
4. Олівцеві: допомагають оцінити стан судин кінцівок та шиї.
5. Голчасті: використовуються для вивчення порожнин серця та інших важкодоступних органів.
6. Лапароскопічні: застосовують у ході лапароскопічних оперативних втручань.

Апарати УЗД дуже важливі для точної та безпечної діагностики. Сучасні пристрої різноманітні: ринку представлені як прилади, які дозволяють задовольнити базові потреби, і преміальні моделі з передовими методами візуалізації.Вибір залежить від типів дослідження, що проводяться клінікою.

Що ми пропонуємо?

«Лізинг-Медицина» пропонує купити УЗД апарат у лізинг на наступних умовах:

Якщо ви замислюєтеся над тим, чи варто купити УЗД апарат або взяти його в лізинг, то рекомендуємо вибирати саме останній варіант. Замість дорогої покупки та виділення оборотних коштів ви зможете у стислий термін і за невеликий розмір початкового внеску почати користуватися ультразвуковими системами. Звертайтеся до «Лізинг-Медицину» — забезпечте свою клініку найкращими апаратами УЗД, які суттєво підвищать якість обстеження та діагностики.