Типы датчиков для УЗИ и их применение
Метки: Последние публикации, дайджест, датчики УЗИ, новости, организация здравоохранения, справочник, технические аспекты УЗИ
Содержание:
- Типы датчиков
- Клиническое применение датчиков
- Акустические окна
- Специализированные датчики
- Разрешение и проникновение
- Свойства датчика и изображение
- Соответствие датчиков клиническому применению
- Абдоминальная визуализация
- Межреберная визуализация
- Поверхностно расположенные структуры(мягкие ткани) и молочные железы
- Акушерство и гинекология
- Новорожденные и дети
- Внутриполостные(эндокавитальные) датчики
- Транскраниальные датчики
По данным публикации в журнале Ультразвука в медицине(Journal of Ultrasound in Medicine) за апрель 2013 - Ultrasound Transducer Selection in Clinical Imaging Practice / Выбор ультразвукового датчика в клинической практике визуализации - внешняя ссылка
На протяжении более чем 50 лет, многие виды медицинских ультразвуковых датчиков используются в клинической практике. Они работают на различных центральных частотах, имеют различные физические размеры и формы, а также обеспечивают различные форматы изображений.
Например, фазированная решетка имеет небольшую (обычно 20 х 15 мм) контактную поверхность для установки между ребрами и имеет возможность создавать секторные изображения с широким охватом и глубиной при высокой (> 100 кадров/с) частоте кадров.
Хорошо известно, что пьезоэлектрические датчики могут при размещении на теле или внутри него передавать ультразвуковые импульсы и получать эхо-сигналы изнутри тканей и органов. Для получения клинически полезных изображений необходим дополнительный ингредиент, а именно сканирование. Обычно акустический луч, генерируемый отдельным датчиком, перемещается в заданном направлении либо электронным, либо механическим способом для получения серии импульсных эхо-линий, которые определяют плоскость изображения. Для 2-мерного (2D) сканирования плоскостью изображения является плоскость xz. Простой метод сканирования состоит в том, чтобы перемещать акустический луч постепенно, с шагом определяемым как дельта-x вдоль оси x. В каждой позиции создается импульсная эхо-линия, а затем набор полученных линий интерполируется для получения изображения прямоугольной формы. Альтернативный подход к перемещению заключается в смещении угла акустического луча по дуге, с шагом определяемым как дельта-тета в плоскости xz. Как и в предыдущем подходе, после получения полного набора линий они интерполируются в секторное 2-мерное изображение. Вариантом линейного сдвига является криволинейная геометрия, в этом случае массив расположен на кривой, образованной радиусом кривизны (R), а линейное приращение, дельта-s, находится вдоль криволинейной поверхности, а не прямой линии. Что интересно в этой геометрии, так это то, что это приращение вдоль кривой, эквивалентно угловому сдвигу через отношение дельта-s = R х дельта-тета. Вследствие этого типа сканирования вдоль дуги, линии разветвляются радиально.
Аналогично, сканирование может быть определено для плоскости yz. В этом случае поступательное сканирование выполняется вдоль оси y с шагом дельта-y, а угловое сканирование выполняется с шагом дельта-тета в плоскости yz. Для достижения трехмерного (3D) сканирования или сканирования в любом месте положительного полупространства, определяемого положительными осями x, y и z, сканирование в плоскостях xz и yz может быть объединено для формирования объемного сканирования пирамидальной формы.
Несмотря на то, что ранние (одноэлементные) датчики для ультразвуковой визуализации в двумерных плоскостях были механическими, к началу 1980-х годов для сканирования уже использовались многоэлементные датчики с массивами пьезоэлементов. Многоэлементный датчик для УЗИ состоит из набора одиночных пьезоэлементов, которыми можно управлять, как группами. В линейной матрице группа встроенных элементов включается и выключается постепенно, эффективно сдвигая активную группу элементов в сторону на дельта-x для создания отдельных импульсных эхо-линий, составляющих плоскость изображения. Импульсные эхо-линии интерполируются для формирования результирующего прямоугольного формата изображения соответствующего форме датчика.
Фокусировка может быть выполнена как механическим, так и электронным способом. Для линейного формата электронная фокусировка достигается для каждой линии сканируемого изображения путем управления временем задержки, при котором напряжение возбуждения отдельных элементов подается на группу активных элементов. В плоскости yz (т.е. плоскости, перпендикулярной плоскости изображения, часто называемой толщиной среза) достигается фиксированная фокусировка с использованием механической линзы.
Чтобы несколько облегчить ограничение фиксированного фокуса, некоторые производители систем визуализации предлагают массивы с несколькими строками в направлении z. Однако для полностью управляемой фокусировки в плоскости yz требуются двухмерные матричные датчики, которые способны обеспечить не только улучшенную фокусировку по z, но также трехмерные и 4-мерные (4D) изображения.
Чтобы классифицировать датчики, можно использовать аббревиатуры для их описания. В частности, M - означает механическое сканирование; E - электронное сканирование; и F - фиксированное - отсутствие сканирования. Направление сканирования является либо линейным (L) вдоль оси x, либо угловым ( < ), либо криволинейным (C), либо комбинированным (более подробное описание их приведено ниже).
Согласно приведенному выше описанию, каждый датчик может быть закодирован по типу сканирования и плоскостям. Например, линейная матрица L связана с электронным линейным сканированием, E в плоскости xz и фиксированной фокусировкой F в плоскости yz; поэтому полученные обозначения можно сократить как ELxz и Fyz.
Криволинейный или конвексный массив/датчик аналогичен линейному массиву за исключением того, что элементы находятся на криволинейной, а не плоской поверхности, и соответственно отличие в направлении сканирования - C, т.е. ECxz и Fyz. Этот формат, подобный по форме сектору или куску пирога с укусом, взятым из его вершины, часто описывается углом поля зрения (FOV), определяющим его боковую угловую протяженность.
Поскольку важность 3D-визуализации неуклонно растет, целесообразно обсудить ее более подробно. Для трехмерного изображения сканируется объем вместо плоскости, сканирование может быть электронным и обычно угловым в обоих направлениях, так что сканируемый объем имеет пирамидальную форму. В этом случае электронная фокусировка достигается в обеих плоскостях с угловым сканированием, поэтому - E< xz и E< yz.
В качестве альтернативы, для достижения экономически эффективного 3D-изображения, линейные или конвексные массивы могут быть отсканированы механически вокруг оси x в плоскости yz. В этих случаях массивы перемещаются в заполненные жидкостью акустически прозрачные камеры. Например, линейная матрица (обычно типа А) поворачивается вокруг оси z для получения серии плоскостных изображений и таким образом мы получаем механический 3D датчик типа F. Аналогично, изогнутая или выпуклая матрица (обычно типа C) поворачивается вокруг оси для получения серии плоскостных изображений и таким образом мы получаем механический 3D датчик типа G.
В дополнение к электронно-управляемому движению, эти 1-мерные (1D) массивы (массив типа A, B или C) также могут быть перемещены механически вручную, при "ручном" 3D-сканировании, в котором полученные 2D-изображения в дальнейшем объединяются в 3D-объемы. Здесь стоит отметить, что реконструкция изображения для трехмерного изображения в "ручном" 3D режиме включает либо предположение о регулярном расстоянии, либо дополнительную пространственную информацию для каждой плоскости пространственного изображения, что может быть достигнуто с помощью датчиков положения(*ага разбежались, только куда их потом, эти дополнительные "GPS" -датчики подсоединять в аппарате?).
Наконец, для полноты понимания, в настоящее время одноэлементные датчики в основном используются во внутрипросветных или катетерных датчиках (для внутрисосудистых/внутрисердечных ультразвуковых исследований *и внутриигольных УЗИ - УЗ-микроскопия при биопси... ). Один пеьзоэлемент, может механически перемещаться для получения 2D или 3D изображений. Также существует изображение по типу пончика(*диска), когда элемент перемещается под углом по окружности(*используется не только во внутрисосудистых УЗИ, но и при эндоУЗИ кишечника). Здесь уместно отметить, что существует также массивная(*многоэлементная) версия этого внутрисосудистого ультразвукового датчика. Если этот механический пьезоэлемент вращается и перемещается вдоль оси y, получается цилиндрическое объемное изображение(*3D-пончик).
Клиническое применение датчиков
В этом разделе обсуждаются свойства ультразвуковых датчиков, которые подходят для различных клинических применений, в первую очередь обсуждаются датчики в диапазоне частот от 1 до 20 МГц. Датчики, работающие на частотах выше этого диапазона, используются для специальных применений, таких как внутрисосудистая визуализация или доклиническая визуализация мелких животных, они также будут упоминаться( *Также см. Диагностика рака молочной... ).
Насколько хорошо тип датчика подходит для "акустического окна" или места, где он контактирует с телом, чтобы визуализировать интересующие органы или ткани? Существуют стандартные акустические окна(*доступы); многие из них, по соглашению, имеют конкретные названия, такие как "трансабдоминальное" или "парастернальное окно длинная ось", благодаря этому изображения в дальнейшем можно сравнивать. Типичные окна расположены в или на следующих общих областях тела: голова, грудь, живот, малый таз, конечности, сосуды и различные отверстия тела.
Как уже упоминалось, для трансторакального окна фазированная решетка была бы наиболее подходящей, если задача визуализации требует размещения датчика между ребрами; она предназначена для размещения в межреберных пространствах и максимизации сканируемой области. Для большинства контактных поверхностей, которые являются относительно плоскими и / или слегка деформируемыми (например, те, которые используются для поверхностно-расположенных органов или сосудистой визуализации), наиболее общим и часто используемым типом датчика является линейная матрица, предназначенная для контакта с плоскими поверхностями, при этом размер контактной поверхности уменьшается с увеличением частоты. Здесь FOV(*рабочая область изображения или поле зрения) прямоугольная или трапециевидная. При абдоминальной визуализации, для увеличения площади обзора с минимальным увеличением контактной поверхности, используются конвексные(выпуклые) массивы, которые предназначены для осуществления поверхностного контакта в деформируемых мягких областях тела(*В основном это живот).
Специализированные датчики предназначены для работы внутри тела(*не обязательно - УЗИ кожи - каким датчиком... ). К ним относятся чреспищеводные зонды, которые представляют собой фазированные решетки, пригодные для ручного манипулирования внутри пищевода (тип B). Ряд других специальных датчиков также были разработаны для интервенционного или хирургического использования, таких как лапароскопические массивы и внутрисердечные массивы. Эти зонды могут быть либо с линейными, либо с фазированными решетками, в зависимости от поставленной задачи. Также существует еще несколько разновидностей эндо-датчиков: такие как эндовагинальные, эндоректальные и эндокавитальные (тип D), функционально похожи на концевые фазированные решетки(В) или конвексные решетки (C) на конце цилиндрического корпуса малого диаметра, чтобы вписаться в отверстия и все же максимизировать FOV. Другим примером является внутрисосудистый ультразвуковой датчик (тип H), который вставляется в вены.
Выбранная глубина сканирования позволяет просматривать в интересующем диапазоне глубины. Факторы, участвующие в возможности визуализации, включают размер активной апертуры (скрытый для пользователя, обычно используется низкое значение f [F#; фокусная глубина/ширина активной апертуры]), фокусную глубину передачи и доступные настройки регулировки усиления по времени. Проникновение(*проникающая способность) - это минимальная глубина сканирования, при которой виден электронный шум, несмотря на оптимизацию доступных элементов управления (обычно при самой глубокой настройке фокуса передачи и максимальном усилении), а электронный шум остается на фиксированной глубине даже при боковом перемещении массива. Проникновение в первую очередь определяется центральной частотой датчика: чем выше частота, тем меньше проникновение, потому что больше поглощение ультразвуковой волны, проходящей через ткань.
Полезным первым приближением для оценки глубины проникновения (dp) для данной частоты является dp = 60/f см-МГц, где f задается в мегагерцах. Таким образом, можно ожидать от датчика с центральной частотой 10 МГц проникновения сигнала на глубину 6 см. Как отмечалось ранее, коэффициент поглощения (потери акустической мощности на единицу глубины) является функцией частоты и изменяется от ткани к ткани (значения для мягких тканей варьируют от 0,6 до 1,0 дБ/см-МГц). Более общим термином, описывающим акустические потери, является коэффициент затухания, который включает в себя дополнительные потери из-за рассеяния и диффузии и, следовательно, всегда больше коэффициента поглощения. Коэффициент затухания сильно зависит от пациента и акустического пути.
Чтобы оптимизировать разрешение изображения, производители работали над увеличением частоты изображений для различных типов исследований. Например, около 30 лет назад живот смотрели датчиками с частотой 2,25 МГц, тогда как сегодня это число чаще составляет 3,5 МГц, а частоты некоторых акушерских и гинекологических датчиков достигают 5 МГц. Аналогичным образом, в последнее десятилетие наблюдается устойчивый рост ультразвуковой визуализации молочной железы.
Свойства датчика и изображение
Другими критериями, которые должны быть включены в вышеописанный процесс выбора, являются эффективность датчика, конструкция датчика, отношение сигнал / шум и, как уже отмечалось, поглощение сигнала тканями. Основным фактором является поглощение, состав и относительные положения различных типов тканей на пути ультразвукового сигнала. Например, толстый слой жировой ткани будет уменьшать проникновение из-за аномалий рефракции или аберрации по пути к интересующему участку. Аналогично увеличенные количества околоплодных вод при визуализации плода усиливают проникновение и могут позволить использовать частоты выше обычных.
Частотный диапазон, или ширина полосы частот датчика определит сможет ли он поддерживать B-режим на различных разбивочных частотах и также работать в допплеровском режиме, гармоники, и цвета. При использовании доплеровских режимов визуализации нам часто приходится работать с более низкими частотами, чем частота B-режима, чтобы минимизировать сглаживание. При гармоническом изображении, по определению, используется частота приема, которая кратна (обычно 2) передаваемой частоте; следовательно, требуется широкая пропускная полоса. Пропускная способность и фокусирующие свойства также влияют на разрешение изображения. В клинической практике важно обеспечить изображение с максимально мелким зерном(пикселем), как в продольном, так и поперечном размерах.
Количество пьезо-элементов датчика представляет отдельный интерес, поскольку количество активных элементов (за исключением фазированных решеток или двумерных решеток с угловым сканированием) определяет поперечную протяженность или ширину изображения. Для фазированных решеток увеличение числа элементов связано с улучшением разрешения и глубины проникновения. Для двумерных массивов (обычно симметричных) число элементов вдоль направлений x и y определяет степень объема для линейно сканируемых массивов. Для двумерной фазированной решетки разрешение и проникновение увеличиваются с большим количеством элементов вдоль направлений x и y, но FOV остается неизменной, независимо от количества используемых активных элементов. Фокусировка в фиксированном направлении может косвенно влиять на изображение, поскольку фокусировка расположена только на одной глубине и хуже в других местах. Для 3D-изображений механически сканированные 2D-массивы страдают от того же ограничения фиксированной по z фокусной глубины, которое встречается в 2D-изображении. Напротив, все элементы полноценного электронного 3D-массива фокусируются электронным способом в одной точке, чтобы обеспечить гораздо лучшее разрешение.
На самых глубоких глубинах именно максимальное количество доступных активных каналов(*элементов) в системе определяет разрешение (наряду с силой фокусировки и системным шумом). Пространственное разрешение обычно хуже (обычно в 2 раза), чем временное разрешение вдоль линий сканирования; в представленном здесь обсуждении разрешение относится к пространственному разрешению, если не указано иное. Для фазированных решеток, количество каналов, обычно соответствует максимальному количеству элементов. Как правило, поскольку элементы обычно находятся на полуволновом расстоянии, чем больше элементов, тем лучше пространственное разрешение, которое обратно пропорционально активной апертуре в длинах волн. Например, 64-элементная матрица с 32-волновой апертурой будет иметь максимальное пространственное разрешение в 2 раза ниже (более широкий луч), чем у 128-элементной 64-волновой матрицы. В случае линейного массива, который может иметь несколько сотен элементов, количество элементов определяет латеральную протяженность изображения, но именно количество активных каналов определяет разрешение. Для этих 1D массивов разрешение вне плоскости изображения (также известной как толщина среза) является плохим, за исключением фиксированного фокусного расстояния по z. Для двумерных массивов пространственное разрешение обратно пропорционально активным апертурам, образующим стороны двумерного массива. Двумерные массивы имеют лучшее разрешение по сравнению с 1D массивами, потому что истинная точка фокусировки в 2D массиве может быть достигнута одновременно.
Другой способ взглянуть на разрешение-F#. Чем меньше f#, тем лучше разрешение. Простая оценка полной ширины(луча) в миллиметрах, общая мера разрешения, пренебрегающая поглощением, составляет приблизительно F# х лямбду, где лямбда - длина волны (1,5 мм/микросек/f[МГц]). Например, разрешение будет 0,3 мм при 5 МГц для F# = 1. Фокусные глубины также зависят от активной апертуры. Например, для 128-элементного 64-волнового массива самая глубокая фокусная глубина, достигаемая при максимальной апертуре и F# = 1, равна f = F# х L = 64 длин волны. Фактическая глубина проникновения или полезная глубина сканирования, конечно, будет глубже, чем максимальная фокусная глубина.
Соответствие датчиков клиническому применению
Теперь, когда типы и свойства датчиков были связаны с визуализацией и акустическими окнами, они могут способствовать выбору датчиков для конкретных клинических применений. Уместность некоторых датчиков для конкретных применений развивалась исторически. Основными соображениями являются целевая область интереса и ее протяженность, а также доступные акустические окна, необходимые для доступа.
Когда в 1970-х годах для визуализации органов брюшной полости (включая акушерство и гинекологию) были впервые введены в промышленную эксплуатацию массивы датчиков, они были линейного типа (тип А). В большинстве случаев площадь контакта с пациентом не была критической проблемой, и некоторые из этих линейных массивов были достаточно длинными (например, 8 см *видали и по больше - внешняя ссылка , звали их утюжками), чтобы покрыть, скажем, голову плода в третьем триместре. Однако вскоре стало ясно, что можно достичь большого охвата за счет использования криволинейных или конвексных матриц (тип С), не подвергая себя риску манипулирования довольно громоздкими линейными датчиками.
Конвексные датчики являются датчиками выбора для большинства общих областей 2D-визуализации, связанных с брюшной полостью. Форм-фактор, связанный с эргономическими факторами и пригодностью формы датчика и FOV к применению, для абдоминального 3D все еще эволюционирует. Три ключевых дескриптора для этих массивов - это контактная поверхность(общий размер апертуры), FOV и радиус кривизны. Контактная поверхность обычно имеет форму прямоугольника, круга или эллипса.
Для механических 3D-датчиков в настоящее время предпочтительным форм-фактором является конвексный массив с механической разверткой; в настоящее время становятся доступными и полностью электронные 2D-массивы. В этих случаях для ортогональных направлений сканирования задаются две FOV. Альтернативно, фазированные решетки, из-за их малой контактной поверхности и широкой FOV, также используются для брюшной полости. 2D матричные массивы становятся все более распространенными из-за их превосходного качества изображения, разрешения и простоты использования.
Применяется чаще для сканирования сердца и печени. Из-за ограничительной анатомии и ограниченных акустических окон, вызванных ребрами и наполненными воздухом легкими, выбор датчика здесь ограничен фазированными решетками. Даже в этой области были предприняты первоначальные попытки использовать линейные массивы; однако они были быстро отброшены из-за затенения ребер и превосходства формата датчика с фазированной решеткой(*это смотря для каких целей и смотря у кого! Линейные датчики и сейчас используются при межреберном сканировании, особенно у детей, т.к. линейные датчики обычно обладают максимальной частотой и, соответственно, максимальной разрешающей способностью на ближней дистанции). Кардио-датчики, как правило, имеют размеры массива на заказ от 20 х 14 мм в зависимости от производителя. Контактная поверхность с пациентом будет немного больше. Эти цифры изменились за последние 40 лет и зависят от ряда факторов, таких как общий размер пациентов в популяции, возраст, расстояние между ребрами и глубина проникновения - которые варьируют в разных возрастных группах населения(дети, взрослые).
У обычных межреберных датчиков размеры массивов несколько больше. Как отмечалось ранее, существование этих анатомических ограничений создает верхний предел производительности для пространственного разрешения, поскольку производительность разрешения обратно связана с размером апертуры, как было объяснено выше. Как в кардиальной, так и в общей межреберной визуализации глубина визуализации является глубокой (в зависимости от размера пациента она может достигать 24 см), что вынуждает использовать более низкие (1-3,5 МГц) частоты и приводит к некоторой дальнейшей потере производительности визуализации.
Существует интересный аспект визуализации сердца, который оказал глубокое влияние на природу датчиков. Из-за наличия ребер и другой акустически враждебной ткани на пути луча, эхокардиография страдает от артефактов визуализации из-за реверберативного шума. Внедрение гармонического изображения оказалось весьма успешным в снижении этого шума. Как следствие, важность пропускной полосы датчика стала критической в конструкции кардио-датчика. Сегодня большинство кардио-датчиков передают на частотах от 1,5 до 2,0 МГц и, конечно же, принимают сигналы на частотах в два раза большем диапазоне(*отдельно существуют детские кардио-датчики для грудных детей с более высокими частотами).
Основным достижением в области визуализации сердца была реализация матричных массивов (тип E), содержащих тысячи (обычно 50 х 50 или около того) элементов. Они позволяют в режиме реального времени (4D) отображать пирамидальные объемы, визуализировать срезы в произвольных плоскостях(* и еще так называемое 5D, когда одновременно отображаются на экране несколько срезов в произвольных плоскостях, очень удобно при проведении стресс-эхо, с одновременной визуализацией поперечных и продольных срезов сердца), а также 4D визуализацию сердца и цветовое изображение потока. Кроме того, истинная электронная фокусировка в плоскостях xz и yz обеспечивает превосходное разрешение по сравнению со всеми другими 1D матричными датчиками.
Поверхностно расположенные структуры(мягкие ткани) и молочные железы
Эта категория относится к поверхностной визуализации сонных артерий, вен ног, молочных и щитовидной желез, яичек и т.д. и включает категории визуализации поверхностно расположенных органов, скелетно-мышечной и периферической сосудистой систем. В этой клинической категории доступ обычно не является проблемой, и размеры самих датчиков могут быть небольшими (из-за использования высоких частот 7-15 МГц и результирующих малых размеров элементов *это когда как...бывает и очень даже не хватает длины датчика, особенно при измерении длины щитовидной железы). В последние 10 лет визуализация молочной железы перешла на очень высокие частоты (например, 14 МГц), в то время как визуализация периферической сосудистой сети осталась на более низких (около 3-11 МГц) значениях из-за необходимости осмотра глубоких вен ног и допплерографии. Обычно возможность массива добавить трапециевидное изображение (*трапециевидное сканирование или псевдоконвексный режим) является значительным преимуществом. Как и в абдоминальной визуализации, 3D-визуализация с механическими или электронными 2D-массивами теперь доступна, что значительно улучшает доступное покрытие и качество изображения.
В настоящее время для обеспечения 3D и 4D визуализации плодов in vivo широко используются механические конвексные или линейные массивы (типы G и F). Матричные массивы (тип E) также доступны.
Для гинекологии используются специализированные эндо-массивы (тип D). Как правило, массивы находятся в конце датчика (концевые массивы) и представляют собой конвексные или изогнутые массивы с широкими FOV; однако можно также использовать фазированные массивы(тип D). Используемые частоты обычно составляют 5 МГц и выше.
Педиатрические датчики имеют более малые контактные поверхности, чем датчики используемые для взрослых и работают на более высоких частотных диапазонах(> 7 МГц *Конечно не всегда, дети разные, бывают такие дети, что по больше некоторых взрослых). В зависимости от региона тела применяются типы датчиков, аналогичные тем, которые предназначены для взрослых.
Внутриполостные(эндокавитальные) датчики
Внутриполостные датчики представляют собой большую группу специализированных датчиков, которые предназначены для изображения внутри полости тела. Трансэзофагеальные(чреспищеводные) датчики используются для визуализации внутренних органов, особенно сердца, изнутри пищевода. Они используют более высокие частоты (> 5 МГц) и реализованы в виде фазированных решеток с манипуляторами и двигателями для регулировки ориентации датчика. Миниатюрные чреспищеводные 2D массивы поддерживают электронное сканирование в 3D и 4D режимах.
Внутрисердечные фазированные решетки вводятся через сосуд, чтобы получить доступ к внутренним камерам сердца. Хирургические специальные зонды включают лапароскопические массивы, вставленные через небольшие разрезы для помощи при лапароскопической хирургии; они примечательны своей FOV, несмотря на небольшие диаметры. Интраоперационные массивы имеют специальную форму для размещения на сосудах, органах и областях, доступных во время открытой операции.
Как уже отмечалось, эндокавитальные датчики, прездназначенные для работы через небольшие отверстия обычное имеют широкой FOV (90°-150°). Эти зонды включают трансректальные (эндоректальные) для визуализации малого таза через прямую кишку и уже описанные эндовагинальные (также называемые трансвагинальными) для визуализации женского малого таза и репродуктивных органов через влагалище. Эти эндо-датчики, имеют цилиндрическую форму, чтобы вписаться в небольшие отверстия, а также имеют конвексные массивы (обычно 3-9 МГц) на их концах с большой FOV. Трансректальные датчики могут быть биплановыми.
Уникальными датчиками являются биплановые датчики, которые состоят из двух ортогональных массивов, создающих изображения в плоскостях xz и yz. Обычно массивы бывают небольшими (8-12 мм) и выпуклого типа. Каждый массив пьезоэлементов будет соответствовать определенному типу сканирования: конвексное, секторное или линейное, в зависимости от конструкции датчика, так что на практике можно использовать несколько комбинаций. Альтернативно, подмножество возможностей визуализации двумерного массива является одновременным представлением двух ортогональных двумерных изображений.
Внутрисосудистые датчики вводятся в кровеносные сосуды для изображения стенок сосудов при различных патологических состояниях (тип H). Они чаще всего представлены механически вращаемым одиночным пьезоэлементом с частотой более 20 МГц и специализированными системами визуализации, хотя существуют также крошечные (около 2 мм в диаметре) массивы, предназначенные для этой цели.
Транскраниальная визуализация мозга и его сосудистой системы проводится через ограниченные акустические окна через череп, такие как виски или глаза. Трансорбитальные матрицы являются высокочастотными (обычно > 20 МГц) офтальмологическими датчиками и используются для изображения глаза или использования глаза в качестве акустического окна. Транскраниальные датчики обычно представляют собой низкочастотные (1-4 МГц) фазированные решетки, используемые для изображения кровеносных сосудов внутри черепа через висок в качестве акустического окна.
*комментарии редактора
